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

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.