Name: Dorsal Column Lenkbarkeit mit Dual Parallel Leads mit Dedicated Power Sources: ein Rechenmodell (Video) | JoVE Journal
Uploaded: 2011-02-10T18:00:00.000+00:00
Duration: 11 min 19 s
Description: Erfahren Sie die Steuerbarkeit von Multi-Source-Rückenmarkstimulation mit einem Finite-Elemente-Modell. Diese Methode ermöglicht eine 50-fach verbesserte Auflösung gegenüber Einzelquellensystemen für präzisere Schmerztherapie.

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Diese Studie wurde von Boston Scientific Neuromodulation finanziert.

1. Einleitung: Spinal Cord Stimulation oder SCS, wurde klinisch seit 1967 angewandt, als Dr. Norman Shealy erste Stimulation Elektroden über dem dorsalen Spalten in einem Versuch, Erleichterung für Patienten mit chronischen, hartnäckigen Schmerzen (Shealy et al., 1967) bieten implantiert. SCS ist die klinische Umsetzung der Gate-Theorie, die die Aktivierung von großen myelinisierten afferenten Nerven, die Berührung und Druck Empfindungen vermitteln postuliert, hemmen kann, oder "das Tor schließen" auf die Übertragung von Schmerz-Signale zu höheren Zentren im Gehirn (Melzack &amp; Wall , 1965). Technologie für SCS hat über die Jahrzehnte verbessert, mit mehr zuverlässige Stimulation Ausrüstung besser entwickelt, um die Dorsalsäulen stimulieren entwickelt hat. Der Schlüssel zu diesen Verbesserungen haben ein erhöhtes Verständnis der Neuroanatomie und Neurophysiologie des Rückenmarks relevant für die klinische elektrische Stimulation wurde. Dieses Verständnis wurde durch rechnerische Modellierung des SCS vorgebracht worden. Computational Modeling von Neuronen verwendet wurde, um grundlegende Mechanismen für neuronale Stimulation verstehen, da Hodgkin und Huxley das mathematische Modell erstmals beschrieben wurde (Hodgkin und Huxley, 1952). Neuronale Aktivität moduliert wird durch elektrische Felder als intrazelluläre Stromeinspeisung und extrazelluläre Potential Felder angewendet werden. Ranck qualitativ diskutiert, wie sich Veränderungen in der extrazellulären Spannung in der Nähe eines Axons einigen Regionen der Axon-Membran zu depolarisieren und andere hyperpolarisieren (Ranck, 1975) führen. Ein Rechenmodell für SCS wurde ursprünglich von Coburn und Sin (Coburn, 1980) entwickelt und war maßgeblich gefördert durch Holsheimer und Kollegen, beginnend mit Struijk und Holsheimer die Entwicklung eines dreidimensionalen Feldes Modell der SCS (Holsheimer und Struijk, 1988). Ihr Rechenmodell geschätzte Wirkung der anatomischen Parameter auf die Schwellen von dorsal Spalte Fasern (Struijk et al., 1992), prognostizierte das Potenzial Ort der Anregung in dorsalen Wurzelfasern (Struijk et al., 1993b), und analysiert die Wirkung von CSF Dicke (Struijk et al, 1993a.) mit der klinischen Validierungen (He et al, 1994;. Holsheimer et al, 1995a;.. Holsheimer et al, 1994). Das Modell trug wesentlich zur Gestaltung der Stimulation führen Design, was darauf hindeutet optimalen Parameter für den Kontakt Größe und Abstand (Holsheimer und Struijk, 1992; Holsheimer und Wesselink, 1997), eine Vorzugsbehandlung Stimulation der dorsalen Säule Fasern über Wurzelfasern (Holsheimer et al Gunst. 1995b). 2. Methoden: Mathematisches Modell Definition Eine Finite-Element-mathematischen (FEM)-Modell wurde der Low-thorakalen Rückenmarkes und seiner Umgebung geschaffen. Die FEM-Modell besteht aus Rückenmark weißen und grauen Substanz, Liquor, Dura, Epiduralraum Gewebe, Wirbelknochen und zwei zylindrischen MultiContact führt. Jede Leitung bestand aus acht zylindrischen Platin-Iridium-Kontakte (Dirigieren Domains, 3mm Länge und 1,25 mm Durchmesser), gefolgt von 1mm Länge von isolierenden Polymer (nicht-leitenden Bereichen, 1mm Länge) getrennt. Das führt wurden dorsal, auf der Spitze die Dura positioniert und symmetrisch, 1mm auf jeder Seite der Mittellinie des Rückenmarks. Im Modell wurde die "Dicke" der Liquor-Schicht zwischen den Kontakten und der dorsalen Oberfläche des Rückenmarks (DCSF) angegeben werden 3,2 mm. Die Geometrie des Modells ist in Abbildung 1A dargestellt und elektrischen Widerstände sind in Tabelle I angegeben, Werte kommen vor allem aus der Literatur (Holsheimer, 2002;. Wesselink et al, 1999). Das Volumen wurde mit über 1 Million Knoten vernetzt, mit einer High-Density-Netz in der Region in der Nähe, wo Elektroden befinden, wie in Abbildung 1B dargestellt. <img src="/files/ftp_upload/2443/2443fig1.jpg" alt="Abbildung 1"> Abbildung 1. Darstellung der Masche des FEM für das Rückenmark und MultiContact führen. (A)-Komponenten und die Struktur des Modells. (B) Modell Mesh - nur die hohe Dichte Teil dargestellt. Die Masche war segmentiert in Abschnitte von variablen Knoten Dichte: in der Nähe der Kontakte (≤ 300 um); Isolator, Dura und Rückenmark (≤ 750 mu m); Epiduralraum (≤ 3000 um); und Wirbelknochen (≤ 5000 um). <img src="/files/ftp_upload/2443/2443table1.jpg" alt="Tabelle 1"> Tabelle 1 Widerstandswerte der FEM-Domains (Holsheimer, 2002;. Wesselink et al, 1999). Und Modifikation (Epiduralraum) übereinstimmen klinischen Daten. Das Rückenmark Geometrie (Abbildung 2) wurde mit einer Kombination von Merkmalen aus der einschlägigen Literatur Quellen. Der Querschnitt des Kabels wurde von Kameyama et al abgeleitet, und die Spinalganglien (DR) Flugbahn Struijk et al angenommen (Kameyama et al, 1996;... Struijket al., 1993b). Dorsal Spalte (DC)-Fasern wurden in regelmäßigen Gitter von (200um für mediolateral Richtung und 100um dorsoventrale Richtung, siehe Abbildung 2A) platziert und projiziert in die rostrokaudalen Richtung. Jeder DR wurde als einen größeren Durchmesser "Mutter"-Faser verbunden gegabelten "Tochter"-Fasern mit kleinerem Durchmesser (Abb. 2B) modelliert. <img src="/files/ftp_upload/2443/2443fig2.jpg" alt="Abbildung 2"> Abbildung 2. Aufbau des Rückenmarks Modell. (A) Transactional Blick auf das Rückenmark und die Lage der dorsalen Säule Fasern. (B) Dorsale Wurzeln sind von einer Mutter Faser-und gegabelte Tochter Fasern. Die Flugbahn der Mutter Faser wurde von Struijk 1993 digitalisiert. (C) Dreidimensionale Ansicht des Rückenmarks und der DR-Fasern. Modell Investigation Sobald die Leitungen innerhalb des Modells positioniert waren, wurden die zwei Arten von Stimulatoren durch die Definition der Ströme für zwei parallele Kontakte realisiert. Für eine einzelne Quelle-System gab es drei mögliche Methoden zu liefern Strom: a. der linken Kontaktstelle hat alle aktuellen, b. die beiden Kontakte jedes liefern 50% des Stroms; c. die am weitesten rechts wenden liefert alle aktuellen. Wir merken hier, dass die Impedanz der beiden Kontakte ausgegangen ist gleich, auch wenn dies unwahrscheinlich, dass in der klinischen Anwendung wahr. Für die multisource System wurde jeder Kontakt definiert seine eigene Stromquelle steuerbar in 1% inkrementelle Änderungen zwischen der aktuellen Kontakte haben. In anderen Worten, wenn die gesamte gelieferte Strom auf die beiden Kontakte ist 10mA, in der Quellen-System die aktuelle jedem Kontakt wurde auf jeden Bruchteil der gesamten angegeben, so lange, wie die Summe der Ströme durch jeden Kontakt gleich 10mA. Zum Beispiel könnte der linken Kontaktstelle liefern 6,8 mA, wo die am weitesten rechts wenden dann liefern würde 3,2 mA. Für die multisource System, teilt 100 Spitzenbeträge von aktuellen auf diese Weise programmiert wurden. Zur Berechnung der Region Aktivierung im dorsalen Spalten von jedem System, wurde eine aktivierende Funktion Analyse durchgeführt. Die aktivierende Funktion ist eine Angleichung der Veränderung in der transmembrane Potential, wenn extrazelluläre Reizstrom zu Nervengewebe ist für eine bestimmte Elektrode und Fasergeometrie angewendet. Die Region Aktivierung wurde als Ort der Fasern in das Modell, wo das aktivierende Funktion (oder einfach nur zweite Unterschied der Spannungen entlang Axon) überschritten einen vorbestimmten Schwellenwert (ex. 0.1mV/mm2) definiert. Der zentrale Punkt der Stimulation wurde definiert und die geometrische Schwerpunkt des 3-dimensionalen Gebiet der Aktivierung berechnet. Um festzustellen, Stimulationsamplitude wurden die beiden Kontakte angegeben werden, um Kathoden (50% und 50% negative Potential auf zwei Kontakte) in eine monopolare Konfiguration (bezogen Strom mit entsprechenden Stromdichte von Modell Grenzen ausgeliefert werden). Die Stimulationsamplitude wurde dann iterativ erhöht, bis die erste Faser aktiviert beobachtet wurde (dies war immer eine dorsale Säule Faser). Diese erste Aktivierung wurde angenommen, dass die erste Wahrnehmung von Parästhesien von einem Patienten in der Klinik korrelieren. Im Modell wurde dann der Strom auf 1,4 * (mA zum ersten Faser zu aktivieren) erhöht und der Schwerpunkt der resultierenden Region der Aktivierung berechnet. Schwerpunkte aller Lenkung Schritte (100:0 bis 0:100) wurden mit einer Amplitude im vorherigen Schritt ermittelt berechnet. Durchschnittliche Auflösung von Zentroid Veränderung war Schwerpunkt Standort Spektrum von aktuellen Schritte unterteilt. 3. Ergebnis: Beim Lenken Stimulation mediolaterally zwischen dualen Leads, prognostiziert das Rechenmodell, dass ein Gerät mit unabhängigen Stromquellen für jeden Kontakt kann mehreren zentralen Punkten der Stimulation auf der dorsalen Säule als ein einziges Quellsystem (100 vs 3) Ziel. Als Folge davon ist die Auflösung der Einstellung der zentrale Punkt der Stimulation 30 um mit einem multisource System, eine ungefähre 50-fachen Anstieg im Vergleich zu Single-Source-Systeme (siehe Abbildung 3). <img src="/files/ftp_upload/2443/2443fig3.jpg" alt="Abbildung 3"> Abbildung 3. Das Rechenmodell macht die folgenden Prognosen. A. Dual-lead-Konfiguration: 2,0 mm Abstand zwischen Leitungen mit Monopol-Stimulation. B. Single-Source-Geräte, die einen einzigen, gemeinsam genutzten Energiequelle für alle Kontakte bieten können zielen auf drei zentrale Punkte der Stimulation beim Verschieben Stimulation mediolaterally (einer Schrittweite von 1 mm im Durchschnitt mit 2 mm Blei-Trennung). C: Ein Gerät mit einem eigenen Stromquelle für jeden Kontakt kann zu 100 zentrale Punkte seitlich Ziel in der dorsalen Säule, wenn fractionalizing in Schritten von 1% oder 10 zentrale Punkte Strom, wenn fractionalizing in Schritten von 10% (eine Schrittweite von 0,02 mm bei 1% Schritte und 0,2 mm für 10%-Schritten im Durchschnitt).

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</ol>

Die Autoren sind Mitarbeiter von Boston Scientific Neuromodulation.

Die Fähigkeit zur Mitte Stimulation Regionen in der dorsalen Säule, die mit hoher Auflösung können zur besseren Optimierung von Parästhesien-Schmerz Überschneidungen bei Patienten ermöglichen. Das heißt, bei einem bestimmten Patienten kann die Region der Aktivierung im dorsalen Säulen konzentrieren, die Versorgung von schmerzhaften Bereichen zu maximieren bei gleichzeitiger Minimierung der Nebenwirkungen (durch Stimulation von unerwünschten Fasern, die Parästhesien in unerwünschten Standorten zu generieren oder zu schaffen motorischen oder autonomen Effekte).

<ul><li> NEURON ( <a href="http://www.neuron.yale.edu">http://www.neuron.yale.edu</a> ) </li><li> ANSYS (Canonsburg, PA, <a href="http://www.ansys.com">http://www.ansys.com</a> ) </li><li> Matlab (Natick, MA, <a href="http://www.mathworks.com">http://www.mathworks.com</a> ) </li></ul>

dorsal column lenkbarkeit mit dual parallel leads mit dedicated power sources: ein rechenmodell

Dorsal Column Steerability with Dual Parallel Leads using Dedicated Power Sources:  A Computational Model

In Rückenmarkstimulation (SCS), Konkordanz stimulationsinduzierte Parästhesien über schmerzhafte Körperregionen ist eine notwendige Voraussetzung für die therapeutische Wirksamkeit. Da Patient Schmerzen Muster können einmalig sein, ist eine häufige Stimulation Konfiguration der Platzierung von zwei Leitungen parallel in den dorsalen Epiduralraum. Dieses Konstrukt bietet Flexibilität bei der Steuerung der Reizstrom mediolaterally über die dorsale Säule besser Schmerz-Parästhesien Überlappung zu erreichen. Mit einem mathematischen Modell mit einem genauen Faserdurchmesserverteilung untersuchten wir die Fähigkeit des dualen parallel führt zur Anregung zwischen benachbarten Kontakten mit doppeltem parallel zu steuern führt mit (1) einer Hand-System, und (2) ein Multi-Source-System, mit einem gewidmet Stromquelle für jeden Kontakt. Das Volumen Dirigent Modell einer Low-thorakalen Rückenmarkes mit epidural positioniert dual parallel (2 mm Abstand) perkutane führt wurde zuerst geschaffen, und das elektrische Feld wurde mittels ANSYS, ein Finite-Elemente-Modellierungswerkzeug. Die aktivierende Funktion für 10 um Fasern wurde als zweiter Unterschied der extrazellulären Potenzial entlang der Knoten Ranvier auf die Nervenfasern in den dorsalen Spalte berechnet. Das Volumen der Aktivierung (VOA) und der zentrale Punkt der VOA wurden mit Hilfe einer vorgegebenen Schwelle der aktivierenden Funktion. Das Modell verglichen Bereich Lenkung Ergebnisse mit Hand gegen eigene Stromquelle Systeme auf Dual 8-Kontakt Stimulation führt. Das Modell prognostiziert, dass der Multi-Source-System kann mehrere zentrale Punkte der Stimulation auf der dorsalen Säule als ein einziges Quellsystem (100 vs 3) und die mittlere Lenkung Schritt für mediolateral Lenkung Ziel ist 0,02 mm für Multi-Source-Systeme vs 1 mm für Einzel-Source-Systeme, ein 50-fache Verbesserung. Die Fähigkeit zur Mitte Stimulation Regionen in der dorsalen Säule, die mit hoher Auflösung können zur besseren Optimierung von Parästhesien-Schmerz Überschneidungen bei Patienten ermöglichen.

Mit Hilfe eines mathematischen Modells der Rückenmarkstimulation, fanden wir, dass ein Multi-Source-System mit unabhängigen Stromquellen für jeden Kontakt kann mehreren zentralen Punkten der Stimulation auf der dorsalen Säule (100 vs 3) Ziel und hat 50-fach stärker Bereich Lenkung Auflösung ( 0,02 mm vs 1mm) als ein Single-Source-System.

Dorsal Column Lenkbarkeit mit Dual Parallel Leads mit Dedicated Power Sources: ein Rechenmodell

Bei der Rückenmarkstimulation (SCS) ist die Kongruenz der stimulationsinduzierten Parästhesie über den schmerzhaften Körperregionen eine notwendige Voraussetzung für den therapeutischen ...

Das übergeordnete Ziel des folgenden Experiments besteht darin, die laterale Feldsteuerbarkeit eines Mehrquellen-Rückenmarksstimulationssystems bei der spinalen Stimulation zu bewerten. Eine Übereinstimmung der durch die Stimulation hervorgerufenen Parästhesien mit den schmerzhaften Körperregionen ist eine notwendige Voraussetzung für die therapeutische Wirksamkeit. Da die Schmerzmuster der Patienten einzigartig sein können, ist eine gängige Stimulationskonfiguration die parallele Platzierung von zwei Elektrodenleitungen im dorsalen epiduralen Raum.Dieser Ansatz bietet Flexibilität bei der Lenkung der Stimulation und ermöglicht eine laterale Bewegung des Stroms über die Hinterstränge, um eine bessere Überlappung der Paraästhesien zur Schmerzlinderung zu erreichen. Die Beurteilung der Stimulationslenkbarkeit erfolgt, indem zunächst ein Finite-Elemente-Modell des menschlichen Rückenmarks erstellt wird, um die durch epidurale Rückenmarkstimulationselektroden erzeugten elektrischen Potentiale zu bestimmen. Im zweiten Schritt werden die Potentiale innerhalb der Hinterstränge für eine Vielzahl kathodischer Ströme berechnet, die von zwei verschiedenen Arten von Rückenmarkstimulationssystemen abgegeben werden.Mehrfachquelle, bei der jeder implantierte Kontakt über eine dedizierte Stromquelle verfügt, und Einzelquelle, bei der nur eine Stromquelle mit mehreren Kontakten verbunden ist. Anschließend werden die Potentiale verwendet, um das vorhergesagte Aktivierungsvolumen im Hinterstrang für jeden Systemtyp zu berechnen. Um die mediale laterale Auflösung der Faserrekrutierung in jedem System zu vergleichen, zeigen die Ergebnisse, dass das Mehrfachquellensystem zentralere Stimulationpunkte im Hinterstrang gezielt ansprechen kann als ein Einzelquellensystem, und die durchschnittliche Steuerschrittweite für die mediale laterale Steuerung beträgt 20 Mikrometer bei Mehrfachquellensystemen gegenüber einem Millimeter bei Einzelquellensystemen.Eine Verbesserung um den Faktor 50. Die Möglichkeit, Stimulationsbereiche im Dorsalstrang mit hoher Auflösung zu zentrieren, könnte eine bessere Optimierung der Überlappung von Parästhesieschmerzen bei Patienten ermöglichen. Der Hauptvorteil der Verwendung einer Multiquellen-Stimulationstechnik gegenüber einer Einzelquellen-Technik besteht darin, dass das Stimulationsfeld feinjustiert werden kann, um gezielt das Zielneuron in der jeweiligen Dosisreihe bei jedem einzelnen Patienten zu stimulieren, wodurch im Wesentlichen die therapeutische Wirkung maximiert und Nebenwirkungen minimiert werden.Das hier definierte mathematische Modell ist ein Finite-Elemente-Modell (FEM) des unteren thorakalen Rückenmarks und seiner umgebenden Strukturen. Das FEM-Modell umfasst die weiße und graue Substanz des Rückenmarks, Liquor cerebrospinalis, Dura, Gewebe des epiduralen Raums, Wirbelknochen und zwei zylindrische Multikontakt-Leads. Jeder Multikontakt-Lead besteht aus acht zylindrischen Platin-Iridium-Kontakten, die durch jeweils einen Millimeter langen Abschnitt aus isolierendem Polymer voneinander getrennt sind.Acht Kontaktelektroden gelten heute als klinischer Standard bei der spinalen Cordstimulation. Die Verwendung von acht Kontakten entwickelte sich aus früheren Geräten mit nur zwei oder vier Kontakten. Studien haben darauf hingewiesen, dass eine größere Anzahl von Kontakten und damit eine größere räumliche Abdeckung des Rückenmarks die Therapie im Zeitverlauf stabiler aufrechterhalten kann.Angesichts der Bleimigration, einem sehr häufigen Problem, werden die Elektroden dorsal auf der Dura platziert und durch einen Abstand von 2,6 Millimetern voneinander getrennt. Der Einfachheit halber. In der Simulation werden Paare von Elektroden symmetrisch zur Mittellinie des Rückenmarks positioniert.Im Modell ist die Dicke der Liquorschicht zwischen den Kontakten und der dorsalen Oberfläche des Rückenmarks mit 3,2 Millimetern festgelegt. Die im Modell verwendeten elektrischen Widerstände sind hier angegeben. Liquor, weißer Hirnsubstanz und Dura weisen die niedrigste spezifische elektrische Widerstandsfähigkeit auf.Das epidurale Fett und der Wirbelknochen weisen einen hohen Widerstand auf. Dargestellt ist hier das Netz des FEM-Modells für das Rückenmark und die Mehrkontaktsonde. Das Volumen ist mit über 100 Millionen Knoten vernetzt, wobei im Bereich in der Nähe der Elektroden eine hohe Netzdichte vorliegt. Hier sind nur die Teile des Netzes mit hoher Dichte dargestellt.Das Netz wird in Abschnitte mit variabler Knotendichte unterteilt. Der Abstand der Knoten in der Nähe der Kontakte beträgt weniger als oder gleich 300 Mikrometer. Die Knotentrennung im Isolator Dura und Rückenmark beträgt weniger als oder gleich 750 Mikrometer.Die Knotendichte des Epiduralraums beträgt kleiner als oder gleich 3000 Mikrometer, und der Abstand der Knoten im Wirbelknochen beträgt kleiner als oder gleich 5.000 Mikrometer. Das 3D-Modell der Rückenmarkgeometrie wird unter Verwendung einer Kombination von Merkmalen aus relevanten Literaturquellen erstellt. Dorsale Säulenfasern werden in einer regelmäßigen Gitteranordnung von 200 Mikrometern in mediolateraler Richtung und 100 Mikrometern in dorsoventraler Richtung platziert und in die Stro-Coddle-Richtung projiziert.Nachdem die Elektroden im Modell positioniert wurden, werden zwei Arten von Stimulatoren implementiert, indem die Ströme für zwei parallele Kontakte definiert werden. Bei einem Einzelquellensystem gibt es eine einzige Kathode und Anode, die bei der Implementierung mit beliebigen Kontaktgruppen verbunden werden können. Im Modell wird lediglich die Polarität eines Kontakts definiert, und der Strom durch einen beliebigen Kontakt hängt von der Anzahl der Kontakte ab, die mit einem Pol verbunden sind.Beispielsweise fließt, wenn ein einzelner Kontakt mit der Kathode verbunden ist, der gesamte Kathodenstrom über diesen Kontakt. Wenn jedoch zwei Kontakte mit dem Kathodenpol der Quelle verbunden sind, teilen sie den Strom hälftig, jeweils 50 %. In dem mathematischen Modell weisen natürlich alle Kontakte denselben Impedanzwert auf, was in der klinischen Anwendung jedoch typischerweise nicht zutrifft.Dies bedeutet, dass die derzeitige Stromzufuhr zu jedem Kontakt in einem einzelnen Quellsystem nicht gesteuert wird. Für unsere Modelluntersuchungen verwendeten wir drei mögliche Methoden zur Stromzufuhr: Bei der ersten Methode erhält die linkeste Kathode den gesamten Strom, bei der zweiten liefern die beiden Kathoden jeweils 50 % des Stroms und bei der dritten Methode liefert die rechteste Kathode den gesamten Strom. Bei dem Mehrfachquellsystem ist definiert, dass jeder Kontakt über eine eigene Stromquelle verfügt, die in 1-%-Schritten zwischen den Kontakten gesteuert werden kann.Das bedeutet, dass, wenn der Gesamtstrom, der an die beiden Kontakte geliefert wird, 10 Milliampere beträgt, der Strom an jeden Kontakt als beliebiger Bruchteil des Gesamtstroms festgelegt werden kann, solange die Summe der Ströme durch jeden Kontakt 10 Milliampere ergibt. Wenn beispielsweise der linke Kontakt 6,8 Milliampere liefert, würde der rechte Kontakt dann 3,2 Milliampere liefern. Die 100 Bruchanteile der Stromaufteilung werden auf diese Weise programmiert.Die Kathode ist der primäre Kontakt, der an der neuronalen Stimulation beteiligt ist. Die Aktivierung des kathodischen Kontakts bewirkt einen Stromfluss in Richtung des Kontakts; der elektrische Strom fließt entlang des Axons, aber auch durch das Innere des Axons und durch die Axonmembran. An den Ranvierschen Schnürringen führen diese Ströme zu einer Depolarisation in der Mitte des Axons und zu einer Hyperpolarisation in den seitlichen Bereichen des Axons.Die mathematische Funktion, die die Depolarisation und Hyperpolarisation beschreibt, wird als Aktivierungsfunktion bezeichnet. Die Aktivierungsfunktion ist eine Näherung der Änderung der transmembranen Potentiale. Wenn ein extrazellulärer stimulierender Strom bei gegebener Elektroden- und Fasergeometrie auf neuronales Gewebe angewendet wird, wird die Aktivierungsfunktion anschließend auf das Rückenmark und die Hinterstrangfasern angewendet.Der Aktivierungsbereich wird als der Ort der Fasern definiert. In dem Modell, bei dem die Aktivierungsfunktion einen vorbestimmten Schwellenwert überschreitet, wird die Aktivierungsfunktion verwendet, um Aktivierungsbereiche in den Hintersträngen vorherzusagen. Der zentrale Punkt der Stimulation wird definiert und als geometrischer Schwerpunkt des dreidimensionalen Aktivierungsbereichs berechnet. Zur Bestimmung der Stimulationsamplitude wird ein Kontakt aus der linken Säule der Elektrode als Kathode festgelegt.Bei einer monopolaren Konfiguration wird die Stimulationsamplitude dann schrittweise erhöht, bis die erste Faser aktiviert wird. Dies ist stets eine Hinterstrangfaser. Diese erste Aktivierung wird als korrelierend mit der ersten Wahrnehmung von Parästhesie durch einen Patienten im klinischen Setting angenommen.Im Modell wird der Strom dann auf das 1,4-Fache des Stroms erhöht, der benötigt wird, um die erste Faser zu aktivieren, und der OID des sich ergebenden Aktivierungsbereichs wird berechnet. Die OIDs aller 100 Lenkschritte, beginnend bei 100 bis null und fortlaufend von null bis 100, werden mit der Amplitude berechnet, die wie im vorherigen Schritt bestimmt wurde. Die durchschnittliche Auflösung der OID-Änderung ergibt sich aus dem OID-Bereich dividiert durch die Stromschritte.Das Finite-Elemente-Modell geht von zwei parallelen Elektrodenleitungen aus, die 2,6 Millimeter voneinander entfernt sind und jeweils acht Kontakte aufweisen. Ein einzelnes Quellgerät, das eine einzige gemeinsame Stromquelle für alle Kontakte bereitstellt, kann drei zentrale Stimulationspunkte ansteuern. Beim lateralen Verschieben des Stimulationsbereichs entspricht dies bei einem Elektrodenabstand von zwei Millimetern durchschnittlich einer Schrittgröße von einem Millimeter. Ein Gerät mit einer dedizierten Stromquelle für jeden Kontakt kann 100 zentrale Punkte medial-lateral in der Hinterstrangrinne ansteuern.Bei einer Aufteilung des Stroms in 1-%-Schritten entspricht dies einer Schrittgröße von 0,02 Millimetern für 1-%-Schritte beim lateromedialen Steuern der Stimulation zwischen zwei Elektroden. Das hier vorgestellte Rechenmodell sagt voraus, dass ein Gerät mit unabhängigen Stromquellen für jeden Kontakt zentralere Stimulationpunkte in der Hinterstrangregion gezielter ansteuern kann als ein System mit einer einzigen Stromquelle. Infolgedessen beträgt die Auflösung bei der Einstellung des zentralen Stimulationpunkts beim Mehrfachquellensystem 20 Mikrometer, was einer etwa 50-fachen Erhöhung der Auflösung im Vergleich zu Einzelquellensystemen entspricht. Die Fähigkeit, den Stimulationsbereich im Hinterstrang mit hoher Auflösung zu steuern, könnte eine bessere Optimierung der Überlappung zwischen Prozedur- und Schmerzempfinden ermöglichen.Bei einem bestimmten Patienten kann der Aktivierungsgrund bei Personen mit dunklerer Hautfarbe gezielt ausgerichtet werden, um die Abdeckung des schmerzhaften Bereichs zu maximieren und gleichzeitig Nebenwirkungen zu minimieren. Daher ermöglicht die Verwendung eines fraktionierten Stroms aus einer unabhängigen Quelle eine präzise Steuerung der Stimulation der Zielnerven in der Doser-Spalte während der spinalen Cordstimulationstherapie.

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Forschung

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Medizin

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