Summary
척수의 자극의 수학적 모델을 사용하여, 우리는 (각 연락처에 대해 독립 전원을 가진 멀티 소스 시스템 등의 열을 자극보다 중앙 지점 (100 VS 3) 대상 수있는 발견 및 50 배 더 많은 필드 스티어링 해상도를 가지고 단일 소스 시스템보다 0.02mm VS 1mm).
Abstract
에서 척수의 자극 (SCS), 고통스러운 신체 영역을 통해 자극 유발 paresthesia의 일치는 치료 효능에 대해 절대 필요 조건이다. 환자 통증 패턴이 고유 수 있기 때문에 일반적인 자극 구성 등의 경막외 공간에 나란히 두 개의 리드의 위치입니다. 이 구조는 mediolaterally 더 고통 - paresthesia의 중복을 달성하기 등의 컬럼을 통해 자극 현재 핸들의 유연성을 제공합니다. 정확한 섬유 직경 분포와 수학적 모델을 사용하여, 우리는 이중 병렬의 능력을 연구하는 것은 이중 병렬에 인접한 연락처 사이의 자극을 조종할 연결하면 함께 (1) 단일 소스 시스템을 사용하여 리드하고, (2) 다중 소스 시스템 각 연락처에 대해 현재의 소스를 바쳤다. epidurally 위치를 이중 병렬로 낮은 흉부 척수의 볼륨 도체 모델 (2mm 분리) percutaneous 리드가 처음 만들어진, 그리고 전기장은 ANSYS, 유한 요소 모델링 도구를 사용하여 계산되었다. 10 음 섬유에 대한 활성화 함수는 등의 열에있는 신경 섬유 Ranvier의 노드 따라 세포 잠재력의 두 번째 차이로 계산되었다. 활성화 (VOA)와 소리의 중앙 지점의 볼륨은 활성화 함수의 미리 결정된 임계값을 사용하여 계산되었다. 모델은 듀얼 8 연락처 자극 리드에 전용 전원 시스템 대비 단일 소스와 함께 현장 조정 결과를 비교했다. 모델은 다중 소스 시스템이 단일 소스 시스템 (100 대 3) 및 매니 퓰 레이터 핸들에 대한 의미 조향 단계보다 등의 열을 자극보다 중앙 지점을 대상 수 있다고 예측하는 것은 멀티 소스 시스템 VS 1mm에 대한 0.02 mm입니다 단일 소스 시스템, 50 배 향상. 고해상도로 등의 열에 센터 자극 영역 능력은 환자 paresthesia - 통증의 중복의 더 나은 최적화를 위해 허용할 수 있습니다.
Protocol
1. 소개 :
척수의 자극, 또는 SCS는 임상 박사 노먼 쉴리 먼저 만성, 다루기 힘든 고통 (쉴리 외., 1967) 환자에 대한 구호를 제공하기 위해 시도 등의 컬럼을 통해 자극 전극을 이식하면, 1967 년 이후 적용되었습니다. SCS는 "가까운 문"두뇌 높은 센터 (로 통증 신호의 전송에을 억제하거나, 수, 터치 및 압력 감각을 중재 대형 myelinated 수입 성의 신경의 활성화를 posits 게이트 이론의 임상 구현한 것입니다 Melzack & 월 1965). SCS에 대한 기술은 수십 년 동안 개선이 더 지느러미 열 자극하기위한보다 안정적인 자극 장비와 진화하고 있습니다.
이러한 개선의 핵심은 임상 전기 자극과 관련된 척수의 neuroanatomy과 neurophysiology의 증가 이해되었습니다. 이 이해는 SCS의 전산 모델링에서 고급되었습니다. 뉴런의 전산 모델링은 호지킨과 헉슬리의 수학적 모델이 첫 번째 (호지킨 및 헉슬리 1952 년) 설명 이후 신경 자극을위한 기본 메커니즘을 이해하는 데 사용되었습니다. 신경 세포 활동은 현재 분사와 세포외 잠재적인 분야로 적용 전기 분야에 의해 변조된 수 있습니다. Ranck는 질적 축삭의 주변에있는 세포 전압 변화 (Ranck, 1975)을 축삭 막의 일부 영역 depolarize하고 다른 hyperpolarize시킬 방법을 논의했다.
SCS에 대한 전산 모델은 초기 코번과 신 (코번, 1980)에 의해 개발되었으며 크게 Struijk 및 SCS의 3 차원 필드 모델 (Holsheimer 및 Struijk, 1988)의 Holsheimer 개발로 시작, Holsheimer 및 동료에 의해 furthered했다. 그들의 계산 모델, 등 부분의 열 섬유 (Struijk 외., 1992)의 임계값에 대한 해부 매개 변수의 효과를 예상 지느러미 루트 섬유 (Struijk 외., 1993b)에 여진의 가능성 위치를 예측하고, CSF의 효과를 분석 임상 검증 (.; Holsheimer 외, 1995a;.. Holsheimer 외, 1994 그는 외, 1994)와 두께 (Struijk 외, 1993a).. 루트 섬유 (Holsheimer 외 이상 등의 열 섬유의 특혜 자극을 선호하는,, 모델은 연락 크기와 간격 (Holsheimer 및 Wesselink, 1997 Holsheimer 및 Struijk, 1992)에 대한 최적의 파라미터를 제안, 자극 리드 디자인의 설계에 크게 공헌했습니다. 1995b).
2. 방법 :
수학 모델 정의
유한 요소 수학 (FEM) 모델은 낮은 흉부 척수와 그 주변 환경의 생성되었습니다. FEM 모델은 척수 흰색과 회색 물질, 뇌척수, 두라, 경막외 공간 조직, 척추 뼈, 두 개의 원통형 multicontact 리드로 구성되어. 각각의 리드는 폴리머 (비 지휘 도메인, 1mm 길이) 절연의 1mm 길이로 구분하여 여덟 원통형 백금 - 이리듐 연락처 (지휘 도메인, 3mm 길이와 1.25 mm 직경)로 구성되어. 리드는 두라 위에, dorsally 위치하고, 대칭, 1mm 척수의 정중선의 양쪽에 있었다. 모델에서 연락처와 척수의 지느러미 표면 (dCSF) 사이의 뇌척수 계층의 "두께"는 3.2mm로 지정되었습니다. 모델의 형상은 그림 1A에 그림이며 전기 resistivities가 테이블에 주어진 I, 문학 (Holsheimer, 2002.; Wesselink 외, 1999)에서 주로 오는 값. 볼륨은 가까운 그림 1B에 그림과 같이 전극이 위치한 곳으로 지역에서 고밀도 메쉬와 백만 이상의 노드와 meshed했다.
그림 1. 척수 및 multicontact 리드에 대한 FEM의 메쉬의 묘사. (A) 구성 요소 및 모델의 구조. (B) 모델 메쉬 - 전용 고밀도 부분은 표시됩니다. 메쉬는 변수 노드 밀도의 섹션으로 분할되었다 : 연락처 (≤ 300 μm의) 근처, 절연체, 두라 및 척수 (≤ 750 μm의), 경막외 공간 (≤ 3,000 μm의) 및 척추 뼈 (≤ 5,000 μm의).
표 1 저항의 FEM 도메인의 가치 (Holsheimer, 2002;. Wesselink 외, 1999). 그리고 수정 (경막외 공간) 임상 데이터를 일치시킵니다.
척수의 기하학 (그림 2) 관련 문헌 소스의 기능의 조합을 사용하여 만들었습니다. . Struijk;. 탯줄의 단면은 (카메 야마 외, 1996 가메 야마 외에서 파생되었고, Struijk 외의 지느러미 루트 (DR) 궤도가 채택되었습니다.외., 1993b). 도설 열 (DC) 섬유의 일반적인 격자 (매니 퓰 레이터 방향과 100um dorsoventral 방향 200um, 그림 2A 참조)에 게재되었으며 rostrocaudal 방향으로 예상. 각 DR은 작은 직경 (그림 2B)의 bifurcated '딸'섬유에 연결된 큰 직경이 '어머니'섬유로 모델링되었다.
그림 2. 척수 모델의 구조. 척수와 지느러미 열 섬유의 위치 (A) 트랜잭션 볼 수 있습니다. (B) 도설 뿌리는 어머니의 섬유 및 bifurcated 딸 섬유로 구성되어 있습니다. 어머니 섬유의 궤도는 Struijk 1993 년부터 디지털되었다. 척수 및 DR 섬유의 (C) 입체 볼 수 있습니다.
모델 조사
리드가 모델 내에 위치했다되면, stimulators의 두 가지 유형은 두 개의 병렬 연락처 전류를 정의하여 구현되었다. 단일 소스 시스템, 현재 제공하는 세 가지 방법이있다 : A. B.; 왼쪽 연락처는 모든 현재가 C., 두 연락처 각각은 현재의 50 %를 제공 가장 오른쪽 연락처는 모든 전류를 제공합니다. 우리는이 임상 응용 프로그램에 사실 가능성에도 불구하고 두 접점의 임피던스가, 평등한 가정입니다 여기에 있습니다.
multisource 시스템은 각 연락처가 연락처 간의 1퍼센트 증분 현재 변경 제어 자체 전류 소스를 가지고 정의했다. 즉, 두 개의 연락처로 전달 총 전류는 multisource 시스템, 10mA 경우 각 연락처 현재는 너무 오래 각 연락처 동등한 10mA를 통해 전류의 합계로, 전체의 일부분으로 지정되었습니다. 예를 들어, 왼쪽 담당자는 가장 오른쪽 접촉 후 3.2 mA를 제공 것이 6.8 mA를 제공 할 수도 있습니다. 현재이 방법으로 프로그램 된의 multisource 시스템, 100 부분은 분할합니다.
각 시스템에 의해 등의 컬럼 내에서 활성의 영역을 계산하려면, 활성화 기능 분석이 수행되었다. 활성화 함수는 세포외 자극 전류가 주어진 전극과 섬유 도형에 대한 신경 조직에 적용되는 transmembrane 잠재력의 변화의 근사치입니다. 활성화 영역은 활성화 함수 (또는 축삭을 따라 전압의 차이가 단순히 초) 미리 정해진 임계값 (예 : 0.1mV/mm2)를 초과 모델에서 섬유의 로커스로 정의했다. 자극의 중앙 지점이 활성화의 3 차원 영역의 기하학적 중심으로 정의하고 계산되었다.
자극의 진폭을 확인하려면, 두 개의 연락처는 monopolar 구성에서 cathodes (50 % 두 연락처 50 % 부정적인 가능성) (모델 테두리에서 동일한 전류 밀도와 함께 제공되는 전류 공급)으로 지정되었다. 활성화된 최초의 섬유가 (이것은 항상 등의 칼럼 섬유되었습니다) 관찰되기 전까지는 자극의 진폭은 다음 반복 증가했다. 이 첫 번째 인증은 임상 환경에서 환자의 paresthesia 첫 인식 상관 관계를 규정하는 가정했다. 모델에서 전류는 다음 1.4 * (mA 먼저 섬유를 활성화하기 위해)로 증가했고 활성화의 결과로 지역의 중심이 계산되었다. 모든 스티어링 단계 (100:0로 0:100)의 Centroids는 이전 단계에서 결정 진폭과 함께 계산되었습니다. 중심 변화의 평균 해상도가 현재 단계로 나눈 중심 위치 범위되었다.
3. 결과 :
듀얼 리드 사이 mediolaterally 자극 핸들이 때, 계산 모델은 각 연락처에 대해 독립적인 전류 소스 장치가 하나의 소스 시스템 (100 대 3)보다 등의 열을 자극보다 중앙 지점을 대상 수 있다고 예측했다. 이 결과, 자극의 중심 지점의 조정의 해상도가 multisource 시스템 30 음, 단일 소스 시스템 (그림 3 참조)에 비해 약 50 배 증가합니다.
그림 3. 컴퓨팅 모델은 다음과 같은 예측을합니다. A. 듀얼 리드 구성 : monopole의 자극과 연결 사이에 2.0 mm 분리. (2mm 리드 분리와 평균 1mm의 스텝 크기) mediolaterally 자극을 이동하면 모든 연락처에 대해 하나의 공유 전원을 제공 B. 단일 소스 장치는 자극 세 중앙 지점을 타겟팅할 수 있습니다. C : 1 % 증가, 또는 10 중앙 지점에서 현재 fractionalizing 때 10 % 증가 (1 %에 0.02 mm의 단계 크기 fractionalizing 때 각 연락처 등의 열에 옆으로 100 중앙 포인트를 타겟팅할 수 전용 전원과 장치 단계 평균 10 %의 단계 0.2 mm).
Discussion
고해상도로 등의 열에 센터 자극 영역 능력은 환자 paresthesia - 통증의 중복의 더 나은 최적화를 위해 허용할 수 있습니다. 그것이 주어진 환자에이고, 등 부분의 열에 활성화의 지역은 고통 영역의 범위를 최대화하기 위해 초점을 맞추고있을 수 있습니다 반면 최소화 부작용 (모터 또는 자율을 undesireable 장소에 paresthesia를 생성하거나 만들 수 있습니다 바람직하지 않은 섬유의 자극에 의한 효과).
Disclosures
저자는 보스턴 사이 언티픽의 Neuromodulation 직원입니다.
Acknowledgments
이 연구는 보스턴 사이 언티픽의 Neuromodulation에 의해 투자되었다.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
 NEURON |
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| ANSYS |
|||
| Matlab |
References
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