Atanmış Güç Kaynakları İkili Paralel Talepler Dorsal Sütun direksiyon hakimiyeti: Hesaplamalı Modeli

1. Giriş: Spinal kord stimülasyonu veya SCS, klinik Dr Norman Shealy kronik, inatçı ağrı (Shealy ve ark, 1967) olan hastalarda rahatlama sağlamak için bir girişimde dorsal sütun üzerinde ilk uyarımı elektrot implante, 1967 yılından bu yana uygulanan vardır. SCS "yakın kapısı" yüksek beyin merkezleri (ağrı sinyallerinin iletimi inhibe veya büyük miyelinli afferent sinirler dokunma ve basınç gibi duyular aracılık aktivasyonunun konumlandıran Gate Teorisi, klinik uygulama Melzack & Cephe , 1965). SCS için Teknoloji, on yıl içinde gelişmiş dorsal sütun daha iyi canlandırmak için tasarlanmış daha güvenilir bir uyarı ekipmanları ile evrim geçirdi. Bu gelişmeler Anahtar nöroanatomi ve nörofizyoloji omurilik klinik elektrik stimülasyonu ile ilgili artan bir anlayış olmuştur. Bu anlayış, SCS sayısal modelleme ileri olmuştur. Nöron Hesaplamalı modelleme Hodgkin ve Huxley matematiksel model (Hodgkin ve Huxley, 1952) bu yana sinir uyarımı için temel mekanizmaları anlamak için kullanılır olmuştur. Sinir aktivitesi, hücre içi mevcut enjeksiyon ve hücre dışı potansiyel alanlar olarak uygulanan elektrik alanlar tarafından modüle. Ranck niteliksel bir akson çevresinde ekstrasellüler voltaj değişiklikleri (Ranck 1975) akson zarı bazı bölgelerinde depolarize ve diğerleri hyperpolarize neden nasıl tartışıldı. SCS için bir hesaplama modeli başlangıçta Coburn ve Sin (Coburn, 1980) tarafından geliştirilen ve anlamlı Struijk ve SCS üç boyutlu bir alan modeli (Holsheimer ve Struijk, 1988) Holsheimer gelişimi ile başlayan Holsheimer ve arkadaşları tarafından daha da derinleştirdi. Onların hesaplama modeli, dorsal sütun lifler (Struijk ve ark, 1992) eşikleri anatomik parametrelerin etkisi tahmin dorsal kök lifleri (Struijk ve ark, 1993b) uyarma potansiyeli tahmin ve BOS etkisi analiz klinik doğrulamaları (Holsheimer ve ark, 1995a;. Holsheimer ve ark, 1994 O ve ark, 1994) kalınlığı (Struijk ve ark, 1993a). Kök lifleri (Holsheimer ve ark üzerinde tercihli dorsal kolon liflerinin uyarılması lehine, modeli, iletişim boyutu ve aralık için en uygun parametreler (Holsheimer ve Wesselink, 1997 Holsheimer ve Struijk 1992) öne stimülasyon kurşun tasarım tasarım önemli bir rol oynamıştır. 1995b). 2. Yöntem: Matematiksel Model Tanımı Sonlu elemanlar matematiksel (FEM) modeli düşük torasik spinal kord ve çevresinin oluşturuldu. FEM modeli, spinal kord beyaz ve gri cevherde, beyin omurilik sıvısı, dura, epidural aralığa dokusu, vertebral kemik ve iki silindirik multicontact açar oluşuyordu. Her kurşun polimer (iletken olmayan alanları, 1 mm uzunluğunda) yalıtım 1mm uzunlukları ile ayrılmış sekiz silindirik platin-iridyum rehber (iletken alanları, 3mm uzunluğunda ve 1.25 mm çapında), oluşuyordu. Yol açan dura tepesinde dorsal konumlandırılmış ve simetrik, 1mm omurilik orta hat her iki tarafında idi. Modelde, beyin omurilik sıvısı tabakasının, kişileri ve omurilik dorsal yüzey (DCSF) arasında "kalınlık" 3.2mm belirtildi. Modelinin geometri gösterildiği Şekil 1A ve Tablo elektrik özdirençlerine verilir, ağırlıklı olarak edebiyat (Holsheimer, 2002; Wesselink ve ark, 1999) değerleri geliyor. Şekil 1B de gösterildiği gibi, elektrotlar nerede yakın bölgede bir yüksek yoğunluklu örgü hacmi, 1 milyonun üzerinde düğümler ile fileli. Şekil 1, omurilik ve multicontact kurşun için FEM örgü anlatımı . (A) Bileşenleri ve model yapısı. (B) örgü modeli sadece yüksek yoğunluklu kısmı gösterilmiştir. Örgü değişken düğüm yoğunluğu bölüme segmente: kontaklar (≤ 300 mikron) yakın; izolatör, dura ve spinal kord (≤ 750 mikron), epidural aralığa (≤ 3000 mm) ve vertebra (≤ 5000 mm). Tablo 1: Direnç FEM etki değerleri (Holsheimer, 2002; Wesselink ve ark, 1999) ve modifikasyon (epidural aralık) klinik veriler maç. Omurilik geometrisi (Şekil 2), ilgili literatür kaynaklarından özellikleri bir arada kullanarak oluşturuldu. Struijk; kablosunun kesiti (Kameyama ve ark, 1996 Kameyama ark elde edildi, ve dorsal kök Struijk ve ark (DR) yörünge kabul edilmiştir.ve ark, 1993b). Dorsal kolon (DC) lifleri, düzenli ızgara (mediolateral yönü ve 100um dorsoventral yönde 200um bkz. Şekil 2A) yerleştirildi ve rostro yönde öngörülen. Her DR daha büyük çaplı bir 'anne' fiber küçük çaplı (Şekil 2B) çatallı 'kızı' liflerine bağlı olarak modellenmiştir. Şekil 2 omurilik modeli yapısı. (A) omurilik ve dorsal kolon liflerinin yeri İşlemsel görünümü. (B) Dorsal kökleri bir anne fiber ve çatallı kızı lifleri oluşmaktadır. Ana fiber yörünge Struijk 1993 sayısallaştırılmış oldu. (C) omurilik ve DR lifleri üç boyutlu bir görüntü. Model Araştırılması Yol açar modeli içinde yerleştirilmiş sonra, iki tür uyarıcıları iki paralel kişiler için akımlar tanımlayarak hayata geçirildi. Tek bir kaynak sistemi için mevcut teslim etmek için üç olası yöntemleri vardı: a. b. soldaki temas mevcut c. her iki kontak akımının% 50 teslim en sağdaki kişi tüm güncel sağlar. Biz burada bu klinik uygulama gerçek olması muhtemel olsa da, iki rehber empedans, eşit kabul edilir unutmayın. Çok kaynaklı sistem için, her kişi, kişiler arasında% 1 artımlı değişiklikler denetlenebilir kendi akım kaynağı tanımlanmıştır. Diğer bir deyişle, iki kişilere teslim edilen toplam akım çok kaynaklı sistem, 10mA ise, her kişi için geçerli bu kadar uzun süre her kişi eşit 10mA üzerinden akımların toplamı olarak, toplam herhangi bir fraksiyonu belirtildi. Örneğin, en soldaki kişinin en sağdaki kişi ardından 3.2 mA teslim 6,8 mA teslim olabilir. Mevcut bu şekilde programlanmış çok kaynaklı sistem, 100 kesirli böler. Her sistem dorsal sütunlar içinde aktivasyon bölge hesaplamak için, aktive edici bir fonksiyon analizi yapıldı. Aktive fonksiyonu ekstrasellüler uyarıcı akımı, belirli bir elektrot ve lif geometrisi için sinir doku uygulanır transmembran potansiyel değişim bir yaklaşım. Aktivasyon bölgede aktive fonksiyonu (veya akson boyunca gerilimler sadece ikinci fark) (örneğin 0.1mV/mm2) önceden belirlenmiş bir eşik aşıldı modeli lif odağı olarak tanımlandı. Stimülasyon merkezi bir noktadan, 3-boyutlu aktivasyon bölgenin geometrik ağırlık merkezi olarak tanımlanan ve hesaplandı. Stimülasyon genlik belirlemek için, iki kontak monopolar yapılandırma katotlar (% 50 ve% 50 iki kontak negatif potansiyel) (model sınırlarından eşdeğer akım yoğunluğu ile teslim akım kaynaklı) belirlenmiştir. Stimülasyon genlik sonra aktive ilk lif (bu her zaman dorsal sütun fiber) gözlendi kadar iteratif artmış oldu. Bu ilk aktivasyon parestezi klinik ortamda hasta tarafından ilk algı ilişkilendirmek için kabul edildi. Modelde, mevcut 1.4 * (mA ilk fiber etkinleştirmek için) artmıştır ve aktivasyon ortaya çıkan bölgenin centroid hesaplandı. Tüm direksiyon adımları (100:0 – 0:100) sentroidler önceki adımda belirlenen genlik ile hesaplanmıştır. Centroid değişim ortalama çözünürlük geçerli adımları bölünmesiyle ağırlık merkezi konumu aralığı oldu. 3. Sonuç: Çift yol arasındaki mediolaterally stimülasyon direksiyon zaman, hesaplama modeli, her kişi için bağımsız akım kaynakları ile bir cihaz, tek bir kaynaktan sistemi (100 vs 3) göre, dorsal kolon üzerinde stimülasyonu daha merkezi noktaları hedef olduğunu tahmin ediyor. Bunun sonucu olarak, stimülasyon merkezi bir nokta çözünürlük ayarı çok kaynaklı sistemi ile 30 um, tek kaynak sistemleri (bkz. Şekil 3) ile karşılaştırıldığında yaklaşık 50 kat artış. Şekil 3 hesaplama modeli şu tahminlerde yapar. A. Çift kurşun yapılandırma: 2.0 mm monopol stimülasyonu ile yol arasındaki ayrılık. (Ortalama 1 mm 2 mm kurşun ayırma ile bir adım boyutu) mediolaterally stimülasyon değişen tüm kişiler için tek bir paylaşılan güç kaynağı sağlayan B. Tek kaynak cihazlarının stimülasyon üç merkezi noktalara hedefleyebilir. C:% 1'lik artışlarla veya 10 merkez noktaları mevcut fractionalizing zaman zaman% 10'luk artışlarla (1% 0.02 mm bir adım boyutu fractionalizing her kişi dorsal sütun yanal 100 merkez noktaları hedef için özel bir güç kaynağı olan bir cihaz adımları ve ortalama% 10 adımlar için 0.2 mm).