Manejabilidad en la columna dorsal con cables paralelos de doble uso dedicado de fuentes de energía: un modelo computacional

1. Introducción: Estimulación de la médula espinal, o SCS, se ha aplicado clínicamente desde 1967, cuando el Dr. Norman Shealy primera implantados electrodos de estimulación en la columna dorsal en un intento de proporcionar un alivio para los pacientes con dolor crónico, intratable (Shealy et al., 1967). SCS es la aplicación clínica de la teoría de la puerta, que postula que la activación de los nervios aferentes mielinizadas grandes que median en el tacto y las sensaciones de presión, pueden inhibir o "cerrar la puerta" en la transmisión de las señales de dolor a los centros superiores del cerebro (Melzack y Wall , 1965). Tecnología para el SCS ha mejorado en las últimas décadas, con equipos de estimulación más fiable mejor diseñados para estimular las columnas dorsales ha evolucionado. La clave para estas mejoras ha sido un mayor conocimiento de la neuroanatomía y la neurofisiología de la médula espinal correspondiente a la estimulación eléctrica clínica. Este entendimiento ha sido propuesta por el modelado computacional del SCS. Modelado computacional de las neuronas se ha utilizado para entender los mecanismos básicos para la estimulación neural desde el modelo matemático de Hodgkin y Huxley fue descrita por primera vez (Hodgkin y Huxley, 1952). La actividad neuronal es modulada por los campos eléctricos aplicados como la inyección intracelular y extracelular actuales campos potenciales. Ranck cualitativamente discute cómo los cambios en el voltaje extracelular en las proximidades de un axón causar algunas regiones de la membrana del axón para despolarizar y otros hiperpolarizan a (Ranck, 1975). Un modelo computacional para SCS fue desarrollado inicialmente por Coburn y el pecado (Coburn, 1980) y fue significativamente promovido por Holsheimer y sus colegas, a partir de Struijk y desarrollo Holsheimer de un modelo de campo en tres dimensiones del SCS (Holsheimer y Struijk, 1988). Su modelo de cálculo estima el efecto de los parámetros anatómicos en los umbrales de las fibras de la columna dorsal (Struijk et al., 1992), predijo la posible ubicación de la excitación de las fibras de la raíz dorsal (Struijk et al., 1993b), y analizó el efecto de la CSF de espesor (Struijk et al, 1993a.) con validaciones clínicas (He et al, 1994;. Holsheimer et al, 1995a;.. Holsheimer et al, 1994). El modelo contribuyó significativamente al diseño de diseño de la estimulación de plomo, lo que sugiere los parámetros óptimos para el tamaño y el espaciamiento de contacto (Holsheimer y Struijk, 1992; Holsheimer y Wesselink, 1997), para favorecer la estimulación preferencial de las fibras de la columna dorsal sobre fibras de la raíz (Holsheimer et al,. 1995b). 2. Material y métodos: Definición de modelos matemáticos Un matemático de elementos finitos (FEM) fue creado el modelo de la médula espinal dorsal baja y su entorno. El modelo de elementos finitos consistió en la materia de la médula espinal blanco y gris, líquido cefalorraquídeo, la duración, el tejido espacio epidural, el hueso vertebral y dos conductores cilíndricos multicontacto. Cada derivación consistió en ocho cilíndrica de platino iridio contactos (dominios de la realización, la longitud de 3 mm y 1,25 mm de diámetro), separados por la longitud de 1 mm de aislante de polímero (no la realización de los dominios, la longitud de 1 mm). Los cables fueron colocados en el dorso, encima de la duramadre, y simétrica, de 1 mm a cada lado de la línea media de la médula espinal. En el modelo, el "grueso" de la capa de líquido cefalorraquídeo entre los contactos y la superficie dorsal de la médula espinal (DCSF) se especificó que 3,2 mm. La geometría del modelo se ilustra en la Figura 1 A y resistividad eléctrica se presentan en la Tabla I, los valores procedentes sobre todo de la literatura (Holsheimer, 2002;. Wesselink et al, 1999). El volumen fue de malla con más de 1 millón de nodos, con una malla de alta densidad en la región cerca de donde se encuentran los electrodos como se ilustra en la Figura 1B. Figura 1. Representación de la malla de la FEM de la médula espinal y el plomo multicontacto. (A) los componentes y la estructura del modelo. (B) de malla del modelo – sólo la parte de alta densidad se muestra. La malla fue segmentada en las secciones de la densidad de nodos variable: cerca de los contactos (≤ 300 micras), aislante, la duración y la médula espinal (≤ 750 micras), el espacio epidural (≤ 3000 m), y el hueso vertebral (≤ 5000 m). Tabla 1 los valores de resistividad de los dominios de FEM (Holsheimer, 2002;. Wesselink et al, 1999). Y la modificación (espacio epidural) para que coincida con los datos clínicos. La geometría de la médula espinal (Figura 2) fue creado con una combinación de características de las fuentes de la literatura relevante. La sección transversal de la médula se deriva de Kameyama y otros, y la raíz dorsal (RD) la trayectoria de Struijk et al se adoptó (Kameyama et al, 1996;… Struijket al., 1993b). La columna dorsal (DC), las fibras se colocaron en la red regular de (200um de dirección medio-lateral y la dirección dorsoventral 100um; vea la Figura 2A) y proyectada en la dirección rostrocaudal. Cada DR fue modelada como la fibra de "madre" de mayor diámetro conectadas a las fibras de la hija de "bifurcación de menor diámetro (Fig. 2B). Figura 2. Estructura del modelo de la médula espinal. (A) vista transaccional de la médula espinal y la ubicación de las fibras de la columna dorsal. (B) las raíces dorsales se componen de una fibra de la madre y la hija de fibras bifurcadas. La trayectoria de la fibra de la madre fue digitalizada a partir de Struijk 1993. (C) Tres vista tridimensional de la médula espinal y las fibras DR. Modelo de Investigación Una vez que los cables fueron colocados dentro del modelo, los dos tipos de estimuladores se llevaron a cabo mediante la definición de las corrientes de dos contactos paralelos. Para un sistema de fuente única, hay tres métodos posibles para suministrar corriente: a. el contacto más a la izquierda tiene toda la corriente; b. los dos contactos cada entregar el 50% de la corriente; c. el contacto de la derecha ofrece toda la corriente. Observamos aquí que la impedancia de los dos contactos se supone igual, aunque es poco probable que sea cierto en la aplicación clínica. Para el sistema de fuentes múltiples, cada contacto se definió a tener su propia fuente controlable actual incremento del 1% los cambios actuales entre los contactos. En otras palabras, si la corriente total entregada a los dos contactos es de 10 mA, en el sistema de fuentes múltiples de la corriente a cada contacto se ha especificado a cualquier parte del total, siempre y cuando la suma de las corrientes de 10 mA a través de cada contacto con la igualdad. Por ejemplo, el contacto de la izquierda podría suponer un 6,8 mA en el contacto más a la derecha entonces entregar 3,2 mA. Para el sistema de fuentes múltiples, 100 fracciones se divide de la corriente se programaron de esta forma. Para el cálculo de la región de activación dentro de las columnas dorsales de cada sistema, un análisis de la función se llevó a cabo la activación. La función de activación es una aproximación del cambio en el potencial de membrana cuando la corriente de estimulación extracelular se aplica al tejido nervioso de un electrodo y la geometría de la fibra. La región de activación se define como el lugar geométrico de las fibras en el modelo en el que la función de activación (o la diferencia simplemente segundos de tensiones a lo largo del axón) supera un determinado umbral (por ejemplo, 0.1mV/mm2). El punto central de la estimulación se definió y se calcula como el centroide geométrico de la región 3-dimensional de la activación. Para determinar la amplitud de la estimulación, los dos contactos se especifica que los cátodos (50% y 50% negativo en dos contactos) en una configuración monopolar (con fuente de corriente suministrado con la densidad de corriente equivalente de las fronteras del modelo). La amplitud de estimulación entonces iterativamente hasta que el aumento de la fibra activa por primera vez se observó (esto siempre fue una fibra de la columna dorsal). Esta primera activación se supone que se correlacionan con la primera percepción de parestesia por un paciente en el ámbito clínico. En el modelo, la corriente se aumentó a 1,4 * (mA para activar primera fibra) y el centroide de la región como resultado de la activación se calculó. Centroides de todas las medidas de gobierno (100:0 a 0:100) se calcularon con una amplitud determinada en el paso anterior. Resolución de cambio promedio fue centroide gama, la ubicación del centroide dividido por pasos actuales. 3. Resultado: Cuando la estimulación de dirección mediolaterally entre los conductores de dos, el modelo computacional predice que un dispositivo con fuentes independientes de corriente para cada contacto pueden dirigirse a los puntos más centrales de la estimulación en la columna dorsal de un sistema de fuente única (100 vs 3). Como resultado de esto, la resolución de ajuste del punto central de la estimulación es de 30 um con un sistema de múltiples fuentes, un aproximado de 50 veces mayor en comparación con los sistemas de una sola fuente (ver Figura 3). Figura 3. El modelo computacional hace las siguientes predicciones. Configuración de doble A. conducir: 2,0 mm de separación entre los conductores con la estimulación monopolar. B. dispositivos de un solo origen que son una fuente única de poder compartido para todos los contactos pueden dirigirse a tres puntos centrales de la estimulación cuando se cambia la estimulación mediolaterally (un tamaño de paso de 1 mm en promedio de 2 mm de separación de plomo). C: Un dispositivo con una fuente de energía específica para cada contacto pueden dirigirse a 100 puntos centrales lateral de la columna dorsal cuando fraccionando actual en incrementos del 1%, o 10 puntos centrales cuando fraccionando en incrementos de 10% (un tamaño de paso de 0,02 mm para el 1% pasos y 0,2 mm de los pasos del 10% en promedio).