عمود الظهري Steerability مع العروض المتوازية باستخدام مصادر الطاقة المزدوجة مخصص : نموذج الحاسوبية

الهدف العام من التجربة التالية هو تقييم قابلية توجيه المجال الجانبي للوسائط لنظام تحفيز الحبل الشوكي متعدد المصادر في تحفيز الحبل الشوكي. يعد توافق تنمل التحفيز الناجم عن التحفيز على مناطق الجسم المؤلمة شرطا ضروريا للفعالية العلاجية. نظرا لأن أنماط ألم المريض يمكن أن تكون فريدة من نوعها ، فإن تكوين التحفيز الشائع هو وضع خيوط متوازية في الفضاء فوق الجافية الظهرية.

يوفر هذا البناء المرونة في تحفيز التوجيه ، والوسائط الحالية بشكل جانبي فوق العمود الظهري لتحقيق ألم أفضل. تداخل التنمل. يتم تحقيق تقييم قابلية توجيه التحفيز عن طريق إنشاء نموذج عنصر محدود للحبل الشوكي البشري لتحديد المجالات المحتملة التي تم إنشاؤها بواسطة أقطاب تحفيز الحبل الشوكي فوق الجافية كخطوة ثانية ، يتم حساب الإمكانات الموجودة داخل العمود الظهري لمجموعة متنوعة من التيارات الكاثودية التي يتم توصيلها من نوعين من أنظمة تحفيز الحبل الشوكي.

متعدد المصادر ، حيث يكون لكل جهة اتصال مزروعة مصدر تيار مخصص ومصدر واحد حيث يوجد مصدر حالي واحد فقط متصل بجهات اتصال متعددة. بعد ذلك ، يتم استخدام الإمكانات لحساب حجم التنشيط المتوقع في العمود الظهري لكل نوع من أنواع النظام. من أجل مقارنة الدقة الجانبية للوسائط لتوظيف الألياف في كل نظام ، تظهر النتائج أن النظام متعدد المصادر يمكن أن يستهدف المزيد من نقاط التحفيز المركزية في العمود الظهري أكثر من نظام مصدر واحد ومتوسط خطوة التوجيه للتوجيه الجانبي للوسائط هو 20 ميكرون للأنظمة متعددة المصادر مقابل ملليمتر واحد لأنظمة المصدر الواحد.

تحسن 50 ضعفا. قد تسمح القدرة على تمركز مناطق التحفيز في العمود الظهري بدقة عالية بتحسين أفضل لتداخل ألم تنمل في المرضى. تتمثل الميزة الرئيسية لاستخدام تقنية التحفيز متعدد المصادر على تقنية مصدر واحد في أنه يمكن تعديل مجال التحفيز أخيرا لتحفيز الخلايا العصبية المستهدفة بشكل انتقائي في عمود الجرعة هذا في كل مريض على حدة ، وهو في الأساس تعظيم الإمكانية العلاجية مع تقليل الآثار الجانبية.

النموذج الرياضي المحدد هنا هو نموذج عنصر محدود أو FEM للحبل الشوكي الصدري المنخفض والبيئة المحيطة به. يشتمل نموذج FEM على المادة البيضاء والرمادية للحبل الشوكي ، والسائل الشوكي الدماغي ، والجافية ، والأنسجة الفضائية فوق الجافية ، وعظم العمود الفقري ، واثنين من الخيوط الأسطوانية متعددة الاتصال. يتكون كل رصاص متعدد الاتصال من ثمانية ملامسات إيريديوم بلاتينية أسطوانية ، مفصولة بطول ملليمتر واحد من البوليمر العازل.

ثمانية خيوط اتصال الآن المعيار السريري في تحفيز الحبل الشوكي. تطور استخدام ثمانية جهات اتصال من الأجهزة السابقة التي تحتوي على اثنين أو أربعة جهات اتصال فقط. أشارت الدراسات إلى أن عددا أكبر من جهات الاتصال وبالتالي فترة أكبر من تغطية الحبل الشوكي أكثر قوة في الحفاظ على العلاج بمرور الوقت.

في مواجهة هجرة الرصاص ، وهي مشكلة شائعة جدا ، يتم وضع الخيوط ظهريا فوق الجافية ، مفصولة ب 2.6 ملم. من أجل التبسيط. في المحاكاة ، يتم وضع أزواج من الخيوط بشكل متماثل بالنسبة لخط الوسط للحبل الشوكي.

في النموذج ، تم تحديد سمك طبقة السائل الشوكي الدماغي بين جهات الاتصال والسطح الظهري للحبل الشوكي ليكون 3.2 ملم. يتم إعطاء المقاومة الكهربائية المستخدمة في النموذج هنا. تتمتع المادة البيضاء السائل الدماغي النخاعي والجافية بأقل مقاومة.

تتمتع الدهون فوق الجافية والعظام الفقرية بمقاومة عالية كما هو موضح هنا هو شبكة نموذج FEM للحبل الشوكي والرصاص متعدد الاتصالات. يتم ربط الحجم بأكثر من 100 مليون عقدة بشبكة عالية الكثافة في المنطقة القريبة من مكان وجود الأقطاب الكهربائية. يتم عرض الأجزاء عالية الكثافة فقط من الشبكة هنا.

يتم تقسيم الشبكة إلى أقسام ذات كثافة عقدة متغيرة. فصل العقد بالقرب من جهات الاتصال أقل من أو يساوي 300 ميكرون. فصل العقدة بين العازل جافية والحبل الشوكي أقل من أو يساوي 750 ميكرون.

كثافة العقدة في الفضاء فوق الجافية أقل من أو تساوي 3000 ميكرون ، وفصل العقدة لعظم العمود الفقري أقل من أو يساوي 5،000 ميكرون. يتم إنشاء النموذج ثلاثي الأبعاد لهندسة الحبل الشوكي باستخدام مجموعة من الميزات من مصادر الأدبيات ذات الصلة. يتم وضع ألياف العمود الظهري على شبكة منتظمة من 200 ميكرون في الاتجاه الجانبي للوسائط ، و 100 ميكرون في الاتجاه البطني الظهري ويتم إسقاطها في اتجاه سترو دلدل.

بمجرد وضع الخيوط داخل النموذج ، يتم تنفيذ نوعين من المحفزات من خلال تحديد التيارات لاثنين من جهات الاتصال المتوازية. بالنسبة لنظام مصدر واحد ، يوجد كاثود وأنود واحد يمكن توصيله بأي مجموعة من جهات الاتصال عند تنفيذها. في النموذج ، يتم تحديد قطبية جهة الاتصال فقط ويعتمد التيار من خلال أي جهة اتصال على عدد جهات الاتصال المتصلة بأي قطب.

على سبيل المثال، إذا كانت جهة اتصال واحدة متصلة بالكاثود، فإن هذا الاتصال يغرق كل تيار الكاثود. ومع ذلك ، إذا تم توصيل جهات اتصال بقطب الكاثود للمصدر ، فإنهما يقسمان التيار إلى نصفين بنسبة 50٪ لكل منهما. بالطبع ، في النموذج الرياضي ، تكون مقاومة كل اتصال متطابقة ، وهذا ليس صحيحا عادة في التطبيق السريري.

وهذا يعني أن التسليم الحالي لكل جهة اتصال في نظام مصدر واحد لا يتم التحكم فيه. بالنسبة لتحقيقاتنا النموذجية ، استخدمنا ثلاث طرق ممكنة لتقديم التيار في الطريقة الأولى. يحتوي الكاثود الموجود في أقصى اليسار على كل التيار في الثانية ، ويوفر كل من الكاثودين 50٪ من التيار ، وفي الثالث ، يسلم الكاثود الموجود في أقصى اليمين كل التيار بالنسبة للنظام متعدد المصادر ، يتم تعريف كل جهة اتصال بحيث يكون لها مصدرها الحالي الخاص الذي يمكن التحكم فيه في تغييرات التيار المتزايد بنسبة 1٪ بين جهات الاتصال.

بمعنى آخر ، إذا كان إجمالي التيار المرسل إلى جهات الاتصال هو 10 مللي أمبير ، تحديد التيار لكل جهة اتصال ليكون أي جزء من الإجمالي ، طالما أن مجموع التيارات عبر كل جهة اتصال يساوي 10 مللي أمبير. على سبيل المثال ، إذا كانت جهة الاتصال اليسرى توفر 6.8 مللي أمبير ، فستوفر جهة الاتصال اليمنى 3.2 مللي أمبير. تتم برمجة 100 تقسيم كسري للتيار بهذه الطريقة.

الكاثود هو جهة الاتصال الأساسية التي تشارك في التحفيز العصبي. يؤدي تنشيط التلامس الشافي إلى تدفق التيار نحو تدفق التيار الكهربائي للتلامس على طول المحور العصبي ، ولكن أيضا من خلال داخل المحور العصبي وعبر الغشاء المحوري. في عقد rvi ، تؤدي هذه التيارات إلى إزالة الاستقطاب في منتصف المحور العصبي وفرط الاستقطاب في الأجزاء الجانبية من المحور العصبي.

تسمى الوظيفة الرياضية التي نمذجة إزالة الاستقطاب وفرط الاستقطاب بوظيفة التنشيط. وظيفة التنشيط هي تقريب للتغيير في إمكانات الغشاء. عندما يتم تطبيق تيار التحفيز خارج الخلية على الأنسجة العصبية في قطب كهربائي معين وهندسة ألياف ، يتم بعد ذلك تطبيق وظيفة التنشيط على النخاع الشوكي وألياف العمود الظهري.

يتم تعريف منطقة التنشيط على أنها موضع الألياف. في النموذج الذي تتجاوز فيه وظيفة التنشيط عتبة محددة مسبقا ، يتم استخدام وظيفة التنشيط للتنبؤ بمناطق التنشيط في الأعمدة الظهرية. يتم تعريف النقطة المركزية للتحفيز وحسابها على أنها النقطة الهندسية لمنطقة التنشيط ثلاثية الأبعاد لتحديد سعة التحفيز ، يتم تحديد جهة اتصال واحدة من سلك العمود الأيسر لتكون كاثود.

في التكوين أحادي القطب ، يتم بعد ذلك زيادة سعة التحفيز بشكل متكرر حتى يتم تنشيط الألياف الأولى. هذا دائما عمود ظهري. الليف. من المفترض أن يرتبط هذا التنشيط الأول بالإدراك الأول للتنمل من قبل المريض في بيئة سريرية.

في النموذج ، يتم بعد ذلك زيادة التيار إلى 1.4 ضعف التيار المطلوب لتنشيط الألياف الأولى ، ويتم حساب OID لمنطقة التنشيط الناتجة. يتم حساب OIDs لجميع خطوات التوجيه ال 100 التي تبدأ من 100 إلى الصفر وتمر عبر صفر إلى 100 مع تحديد السعة كما في الخطوة السابقة. متوسط دقة تغيير OID هو نطاق موقع OID مقسوما على الخطوات الحالية.

يفترض نموذج العنصر المحدود خيوط متوازية ، تفصل بينهما 2.6 ملم عن ثمانية جهات اتصال لكل منهما. يمكن لجهاز مصدر واحد يوفر مصدر طاقة مشترك واحد لجميع جهات الاتصال استهداف ثلاث نقاط مركزية للتحفيز. عند تحويل وسائط التحفيز بشكل جانبي ، يتوافق هذا مع حجم خطوة يبلغ ملليمتر واحد في المتوسط مع فصل الرصاص بملليمترين ، يمكن للجهاز الذي يحتوي على مصدر طاقة مخصص لكل جهة اتصال استهداف 100 نقطة مركزية وسطيا بشكل جانبي في العمود الظهري.

عند تجزئة التيار بزيادات 1٪ ، فإن هذا يتوافق مع حجم خطوة يبلغ 0.02 ملم ل 1٪ خطوات عند توجيه التحفيز وسطيا بشكل جانبي بين الخيوط المزدوجة. يتنبأ النموذج الحسابي المقدم هنا بأن الجهاز الذي يحتوي على مصادر تيار مستقلة لكل جهة اتصال يمكن أن يستهدف نقاط تحفيز مركزية في العمود الظهري أكثر من نظام مصدر واحد. نتيجة لذلك ، فإن دقة تعديل نقطة التحفيز المركزية هي 20 ميكرون مع النظام متعدد المصادر وزيادة الدقة بمقدار 50 ضعفا تقريبا مقارنة بأنظمة المصدر الفردي ، وقد تسمح القدرة على توجيه سبب التحفيز في عمود الفاعل بدقة عالية بتحسين أفضل لتداخل ألم الإجراء.

في المريض الذي هو في مريض معين ، قد يتم تركيز سبب التنشيط في تلك الملونة على زيادة تغطية المنطقة المؤلمة مع تقليل الآثار الجانبية. لذلك ، فإن استخدام تيار مجزأ من مصدر مستقل يتيح التوجيه الدقيق للتحفيز على الأعصاب المستهدفة في عمود الجرعات أثناء علاج تحفيز الحبل الشوكي.