Pilotage de la colonne dorsale avec fils en parallèle double à partir de sources d'alimentation dédié: un modèle de calcul

1. Introduction: Stimulation de la moelle épinière, ou SCS, il a été cliniquement appliquée depuis 1967, lorsque le Dr Norman Shealy premier implanté des électrodes de stimulation sur les colonnes dorsales dans une tentative de fournir des secours pour les patients chroniques, douleur rebelle (Shealy et coll., 1967). SCS est la mise en œuvre clinique de la théorie du portillon, qui postule que l'activation des grandes myélinisées nerfs afférents qui médiation toucher et les sensations de pression, peut inhiber, ou "fermer la porte" sur la transmission des signaux de douleur vers les centres supérieurs du cerveau (Melzack & Wall , 1965). Technologie pour SCS s'est améliorée au fil des décennies, avec un équipement de stimulation plus fiable mieux conçus pour stimuler les colonnes dorsales a évolué. La clé de ces améliorations a été une compréhension accrue de la neuroanatomie et neurophysiologie de la moelle épinière pertinents à une stimulation électrique clinique. Cette compréhension a été avancée par la modélisation computationnelle de SCS. La modélisation informatique des neurones a été utilisé pour comprendre les mécanismes de base pour la stimulation neuronale, depuis le modèle mathématique de Hodgkin et Huxley a été décrite pour la première (Hodgkin et Huxley, 1952). L'activité neuronale est modulée par les champs électriques appliqués comme l'injection de courant intracellulaire et extracellulaire champs potentiels. Ranck qualitatif discuté comment les changements dans la tension extracellulaire dans le voisinage d'un axone provoquer certaines régions de la membrane axonale de dépolariser et d'autres à hyperpolariser (Ranck, 1975). Un modèle informatique pour SCS a été initialement développé par Coburn et Sin (Coburn, 1980) et a été significativement renforcée par Holsheimer et ses collègues, à commencer par Struijk et le développement de Holsheimer un modèle de terrain en trois dimensions de la SCS (Holsheimer et Struijk, 1988). Leur modèle de calcul estimé l'effet des paramètres anatomiques sur les seuils de fibres de la colonne dorsale (Struijk et al., 1992), a prédit l'emplacement potentiel d'excitation dans les fibres de la racine dorsale (Struijk et al., 1993b), et analysé l'effet de la LCR épaisseur (Struijk et al, 1993a.) avec validations cliniques (He et al, 1994;. Holsheimer et al, 1995a;.. Holsheimer et al, 1994). Le modèle a largement contribué à la conception du design sonde de stimulation, suggérant paramètres optimaux pour la taille et l'espacement de contact (Holsheimer et Struijk, 1992; Holsheimer et Wesselink, 1997), pour favoriser la stimulation préférentielle des fibres de la colonne dorsale de fibres plus profondes (Holsheimer et al,. , 1995b). 2. Méthodes: Définition du modèle mathématique Un élément fini mathématiques (FEM) a été créé le modèle de la corde à faible épinière thoracique et son environnement. Le modèle éléments finis se composait de la matière de la moelle épinière blanc et gris, liquide céphalo-rachidien, dure-mère, tissus espace épidural, l'os vertébral, et deux fils multicontacts cylindrique. Chaque chef se composait de huit cylindriques platine-iridium contacts (domaines conducteur, longueur 3mm et 1,25 mm de diamètre), séparées par des longueurs de 1mm de polymère isolant (non conducteur domaines, longueur 1mm). Les pistes ont été placés dorsalement, au sommet de la mère, et symétrique, 1mm de chaque côté de la ligne médiane de la moelle épinière. Dans le modèle, "l'épaisseur" de la couche liquide céphalo-rachidien entre les contacts et la surface dorsale de la moelle épinière (DCSF) a été spécifié à 3.2mm. La géométrie du modèle est illustrée à la figure 1A et résistivités électriques sont donnés dans le tableau I, les valeurs provenant principalement de la littérature (Holsheimer, 2002;. Wesselink et al, 1999). Le volume a été prise avec plus de 1 million de nœuds, avec un maillage de haute densité dans la région proche de l'endroit où les électrodes sont situées, comme illustré dans la figure 1B. Figure 1. Représentation de la maille du FEM pour la moelle épinière et entraîner multicontacts. (A) les composants et la structure du modèle. (B) mailles du modèle – que la partie haute densité est montrée. La maille a été segmenté en plusieurs sections de la densité de nœud de variable: près des contacts (≤ 300 um); isolant, mère et la moelle épinière (≤ 750 um); espace épidural (≤ 3000 um), et l'os vertébral (≤ 5000 m). Tableau 1 Les valeurs de résistivité des domaines FEM (Holsheimer, 2002;. Wesselink et al, 1999). Et la modification (espace péridural) pour correspondre à des données cliniques. La géométrie de la moelle épinière (Figure 2) a été créé en utilisant une combinaison de caractéristiques à partir de sources littérature pertinente. La section transversale du cordon a été dérivé de Kameyama et al, et la racine dorsale (DR) trajectoire de Struijk et al a été adoptée (Kameyama et al, 1996;… Struijket al., 1993b). Dorsale colonne (CC) des fibres ont été placés sur la grille régulière de (200um pour la direction médio-latérale et 100um la direction dorso-ventrale, voir Figure 2A) et projeté dans la direction rostrocaudal. Chaque DR a été modélisé comme la fibre «mère» un plus grand diamètre relié à des fibres de «fille» bifurqué de plus petit diamètre (figure 2B). Figure 2. Structure du modèle de la moelle épinière. (A) vue transactionnel de la moelle épinière et la localisation des fibres de la colonne dorsale. (B) des racines dorsales sont composés d'une fibre de la mère et la fille fibres bifurquées. La trajectoire de la fibre maternelle a été numérisé à partir Struijk 1993. (C) vue tridimensionnelle de la moelle épinière et des fibres DR. Modèle d'enquête Une fois les fils ont été placés dans le modèle, les deux types de stimulateurs ont été mises en œuvre par la définition des courants pour deux contacts parallèles. Pour un système de guichet unique, il y avait trois méthodes possibles pour fournir du courant: a. le contact le plus à gauche a tous les cours; b. les deux contacts fournissent chacun 50% du courant; c. le contact le plus à droite offre tous les cours. Nous notons ici que l'impédance des deux contacts est supposé égal, si ce n'est probablement pas vrai dans les applications cliniques. Pour le système multisources, chaque contact a été défini pour avoir sa propre source de courant commandable dans 1% supplémentaire changements actuels entre les contacts. En d'autres termes, si le courant total fourni aux deux contacts est 10mA, dans le système multisources le courant à chaque contact a été spécifié pour toute fraction du total, aussi longtemps que la somme des courants à travers chaque 10mA contacts égale. Par exemple, le contact le plus à gauche pourrait livrer 6,8 mA où le contact le plus à droite serait alors livrer 3,2 mA. Pour le système multisources, 100 fractionnaire divise de courant ont été programmés de cette manière. Pour calculer la région de l'activation dans les colonnes dorsales de chaque système, une analyse de fonction activation a été effectuée. La fonction d'activation est une approximation de la variation du potentiel transmembranaire lors extracellulaire courant de stimulation est appliquée au tissu neural pour une électrode donnée et la géométrie de la fibre. La région de l'activation a été définie comme le lieu de fibres dans le modèle où la fonction de l'activation (ou la différence tout simplement secondes de tensions le long des axones) a dépassé un seuil prédéterminé (ex. 0.1mV/mm2). Le point central de la stimulation a été définie et calculée comme le barycentre géométrique de la région en 3 dimensions de l'activation. Afin de déterminer l'amplitude de stimulation, les deux contacts ont été spécifiés à cathodes (50% et 50% négative potentielle sur deux contacts) dans une configuration monopolaire (source courant délivré avec une densité de courant équivalent à partir des frontières du modèle). L'amplitude de stimulation a été ensuite itérativement augmenté jusqu'à la première fibre activé a été observée (cela a toujours été une fibre colonne dorsale). Cette première activation a été supposé à corréler à la perception première de paresthésie par un patient dans le cadre clinique. Dans le modèle, le courant a ensuite été augmenté à 1,4 * (mA pour activer première fibre) et le barycentre de la région, résultant de l'activation a été calculée. Centroïdes de toutes les étapes de direction (de 100:0 à 0:100) ont été calculées avec une amplitude déterminée dans l'étape précédente. Moyen de résolution de changement centroïde est large emplacement centroïde divisée par étapes actuelles. 3. Résultat: Lorsque la stimulation de pilotage entre les mediolaterally conduit double, le modèle informatique prédit qu'un appareil avec des sources indépendantes actuelles pour chaque contact peut cibler plus de points centraux de la stimulation sur la colonne dorsale d'un système de guichet unique (100 vs 3). En conséquence de cela, la résolution de l'ajustement du point central de la stimulation est de 30 um avec un système multisources, une approximative de 50 fois plus par rapport à une seule source des systèmes (voir figure 3). Figure 3. Le modèle de calcul rend les prédictions suivantes. La configuration A. conduisent double: 2,0 mm de séparation entre les fils avec une stimulation monopolaire. B. dispositifs source unique qui fournissent une source unique et pouvoir partagé pour tous les contacts peuvent cibler trois points centraux de la stimulation lors du passage de stimulation mediolaterally (une taille de pas de 1 mm en moyenne avec séparation 2 mm de plomb). C: Un appareil avec une source d'alimentation dédiée pour chaque contact peut cibler 100 points centraux latéralement dans la colonne dorsale lors fractionalizing actuelle en incréments de 1%, ou 10 points centraux où fractionalizing par incréments de 10% (une taille de pas de 0,02 mm pour 1% étapes et 0,2 mm pour les étapes 10% en moyenne).