Dirigibilidade coluna dorsal com terminais paralelo duplo usando fontes de energia dedicados: um modelo computacional

1. Introdução: A estimulação da medula espinhal, ou SCS, tem sido clinicamente aplicada desde 1967, quando o Dr. Norman Shealy primeiro implantaram eletrodos de estimulação sobre as colunas dorsal em uma tentativa de proporcionar um alívio para pacientes com dor crônica intratável (Shealy et al., 1967). SCS é a implementação clínica da Teoria Gate, que postula que a ativação de grandes nervos aferentes mielinizados que medeiam toque e sensações de pressão, pode inibir, ou "fechar a porta" na transmissão de sinais de dor para os centros superiores no cérebro (Melzack & Wall , 1965). Tecnologia para o SCS tem melhorado ao longo das décadas, com equipamento de estimulação mais confiável melhor concebido para estimular as colunas dorsal evoluiu. Chave para estas melhorias tem sido uma maior compreensão da neuroanatomia e da neurofisiologia da medula espinhal relevantes para a estimulação elétrica clínico. Esse entendimento tem sido avançado pela modelagem computacional de SCS. Modelagem computacional de neurônios tem sido usada para compreender os mecanismos básicos para a estimulação neural desde modelo matemático de Hodgkin e Huxley foi descrita pela primeira vez (Hodgkin e Huxley, 1952). Atividade neural é modulada por campos elétricos aplicados como injeção de corrente intracelular e extracelular campos potenciais. Ranck qualitativamente discutido como as mudanças na tensão extracelular nas proximidades de um axônio causar algumas regiões da membrana do axônio para despolarizar e outros para hiperpolarizar (Ranck, 1975). Um modelo computacional para SCS foi inicialmente desenvolvido por Coburn e Sin (Coburn, 1980) e foi significativamente reforçada por Holsheimer e colegas, começando com Struijk e desenvolvimento Holsheimer de um modelo tridimensional do campo SCS (Holsheimer e Struijk, 1988). Seu modelo computacional estima o efeito de parâmetros anatômicos sobre os limiares de fibras da coluna dorsal (Struijk et al., 1992), previu a localização potencial de excitação nas fibras da raiz dorsal (Struijk et al., 1993b), e analisaram o efeito da CSF espessura (Struijk et al, 1993a.) com validações clínicas (He et al, 1994;. Holsheimer et al, 1995a;.. Holsheimer et al, 1994). O modelo contribuiu significativamente para a concepção do projeto levar a estimulação, sugerindo parâmetros ótimos para o tamanho do contato e espaçamento (Holsheimer e Struijk, 1992; Holsheimer e Wesselink, 1997), para favorecer a estimulação preferencial de fibras da coluna dorsal sobre as fibras da raiz (Holsheimer et al,. 1995b). 2. Métodos: Definição do modelo matemático Um elemento finito modelo matemático (FEM) foi criado da medula espinhal torácica baixa e seu ambiente circundante. O modelo FEM consistia de matéria medula espinhal branco e cinza, líquido cefalorraquidiano, dura, o tecido do espaço epidural, o osso vertebral, e dois leva Multicontact cilíndrico. Cada ligação, composta de oito cilíndrica de platina-irídio contatos (domínios condução, comprimento 3 mm e 1,25 mm de diâmetro), separados por um milímetro de comprimento isolante de polímero (não-realização de domínios, comprimento 1mm). Os eletrodos foram posicionados dorsalmente, no topo da dura-máter, e simétrico, 1mm para cada lado da linha média da medula espinhal. No modelo, a "espessura" da camada de líquido cefalorraquidiano entre os contatos ea superfície dorsal da medula espinhal (DCSF) foi especificado para ser 3,2 mm. A geometria do modelo é ilustrada na Figura 1A e resistividades elétricas são apresentadas na Tabela I, os valores que vem predominantemente da literatura (Holsheimer, 2002;. Wesselink et al, 1999). O volume foi malha com mais de 1 milhão de nós, com uma malha de alta densidade na região próxima ao local onde estão localizados os eletrodos, conforme ilustrado na Figura 1B. Figura 1. Representação da malha da FEM para a medula espinhal e levar Multicontact. (A) Componentes e estrutura do modelo. (B) de malha Modelo – apenas a parte de alta densidade é mostrado. A malha foi dividido em seções de densidade de nós variável: perto os contatos (≤ M 300); isolante, dura ea medula espinhal (M ≤ 750); espaço epidural (≤ 3000 mm); e osso vertebral (≤ 5000 mm). Tabela 1 valores de resistividade dos domínios FEM (Holsheimer, 2002;. Wesselink et al, 1999). E modificação (espaço epidural) para combinar com dados clínicos. A geometria da medula espinhal (Figura 2) foi criado usando uma combinação de recursos de fontes literatura relevante. A secção transversal do cabo foi derivado de Kameyama et al, ea trajetória da raiz dorsal (DR) de Struijk et al foi adotado (Kameyama et al, 1996;… Struijket al., 1993b). Coluna dorsal (DC) fibras foram colocados em grade regular de (200um para a direção médio-lateral e direção dorsoventral 100um; ver Figura 2A) e projetado na direção rostro-caudal. Cada DR foi modelada como fibra de 'mãe' de maior diâmetro ligado a fibras 'filha' bifurcado de menor diâmetro (Fig. 2B). Figura 2. Estrutura do modelo de medula espinhal. (A) visão transacional da medula espinhal e localização das fibras da coluna dorsal. (B) raízes dorsais são compostos de uma fibra de mãe e filha fibras bifurcada. A trajetória da fibra mãe foi digitalizado a partir Struijk 1993. (C) visão tridimensional da medula espinhal e das fibras DR. Investigação modelo Uma vez que os eletrodos foram posicionados dentro do modelo, os dois tipos de estimuladores foram implementadas, definindo as correntes de dois contatos paralelos. Para um sistema de fonte única, havia três métodos possíveis para fornecer corrente: a. o contato mais à esquerda tem todas as correntes; b. os dois contatos de cada entregar 50% da corrente; c. o contato mais à direita fornece todos os atuais. Notamos aqui que a impedância dos dois contatos é assumido ser igual, embora isto seja pouco provável que seja verdade na aplicação clínica. Para o sistema de múltiplas fontes, cada contato foi definida a ter sua própria fonte atual controlável em 1% incremental mudanças em curso entre os contatos. Em outras palavras, se a corrente total entregue aos dois contatos é 10mA, no sistema de múltiplas fontes a corrente a cada contato foi especificada a qualquer fração do total, enquanto a soma das correntes através de cada contato 10mA iguais. Por exemplo, o contato mais à esquerda pode entregar 6,8 mA, onde o contato mais à direita, então, entregar 3,2 mA. Para o sistema de múltiplas fontes, 100 fracionária divide de corrente foram programados desta forma. Para calcular a região de ativação dentro das colunas dorsal de cada sistema, uma análise da função de ativação foi realizada. A função de ativação é uma aproximação da mudança no potencial transmembrana quando a corrente estimulando extracelular é aplicada ao tecido neural para um dado eletrodo ea geometria da fibra. A região de ativação foi definido como o locus de fibras no modelo onde a função de ativar (ou simplesmente diferença de tensões segundo ao longo axônio) ultrapassou um determinado limite (ex. 0.1mV/mm2). O ponto central da estimulação foi definido e calculado como o centróide geométrico da região 3-dimensional de ativação. Para determinar a amplitude de estimulação, os dois contatos foram especificados para ser catodos (50% e 50% potencial negativo em dois contactos) em uma configuração monopolar (fontes atuais entregue com densidade de corrente equivalente a partir das fronteiras do modelo). A amplitude de estimulação foi, então, iterativamente aumentada até a primeira fibra ativada foi observado (isso foi sempre uma fibra coluna dorsal). Esta primeira ativação foi assumida para correlacionar primeira percepção de parestesia por um paciente no contexto clínico. No modelo, a corrente foi depois aumentada para 1,4 * (mA para ativar primeira fibra) eo centróide da região resultante de ativação foi calculado. Centróides de todas as etapas de direcção (100:0 a 0:100) foram calculados com amplitude determinado na etapa anterior. Resolução de variação média centróide foi gama localização centróide dividida por etapas atuais. 3. Resultado: Quando direcção estimulação mediolaterally entre as derivações dual, o modelo computacional que prevê um dispositivo com fontes independentes de corrente para cada contato pode ter como alvo pontos mais centrais de estimulação na coluna dorsal que um sistema de fonte única (100 vs 3). Como resultado disso, a resolução do ajuste do ponto central de estimulação é de 30 hm com um sistema de múltiplas fontes, um aumento de 50 vezes comparado ao aproximada de uma única fonte de sistemas (ver Figura 3). Figura 3. O modelo computacional faz as seguintes previsões. A. configuração levar Dual: 2,0 mm entre a separação conduz com estimulação monopolo. Dispositivos de origem B. Único que fornecer uma única fonte de poder compartilhado para todos os contatos pode ter como alvo três pontos centrais de estímulo ao deslocar a estimulação mediolaterally (um tamanho de passo de 1 mm, em média, com 2 separação levar mm). C: Um dispositivo com uma fonte de alimentação dedicada para cada contato pode atingir 100 pontos centrais lateralmente na coluna dorsal quando fractionalizing corrente em incrementos de 1%, ou 10 pontos centrais quando fractionalizing em incrementos de 10% (um tamanho de passo de 0,02 mm para 1% passos e 0,2 mm para as etapas 10% em média).