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

El objetivo general del siguiente experimento es evaluar la capacidad de direccionamiento lateral del campo en el medio de un sistema de estimulación de la médula espinal con múltiples fuentes en la estimulación de la médula espinal. La concordancia de la parestesia inducida por la estimulación sobre las regiones corporales dolorosas es una condición necesaria para la eficacia terapéutica. Dado que los patrones de dolor del paciente pueden ser únicos, una configuración común de estimulación consiste en la colocación de dos electrodos en paralelo en el espacio epidural dorsal.

Este constructo ofrece flexibilidad para dirigir la estimulación y la corriente media lateralmente sobre la columna dorsal con el fin de lograr una mejor superposición de la parestesia. La evaluación de la capacidad de direccionamiento de la estimulación se realiza primero creando un modelo de elementos finitos de la médula espinal humana para determinar los campos potenciales generados por electrodos de estimulación epidural de la médula espinal. Como segundo paso, se calculan los potenciales dentro de la columna dorsal para una variedad de corrientes catódicas entregadas desde dos tipos de sistemas de estimulación de la médula espinal.

Sistemas multifuente, donde cada contacto implantado tiene una fuente de corriente dedicada, y sistemas de fuente única, donde solo hay una fuente de corriente conectada a múltiples contactos. A continuación, los potenciales se utilizan para calcular el volumen predicho de activación en la columna dorsal para cada tipo de sistema. Con el fin de comparar la resolución media lateral del reclutamiento de fibras en cada sistema, los resultados muestran que el sistema multifuente puede dirigirse a puntos de estimulación más centrales en la columna dorsal que un sistema de fuente única, y el paso medio de direccionamiento para el direccionamiento media lateral es de 20 micrones para los sistemas multifuente frente a un milímetro para los sistemas de fuente única.

Una mejora de 50 veces. La capacidad de centrar las regiones de estimulación en la columna dorsal con alta resolución puede permitir una mejor optimización de la superposición entre la parestesia y el dolor en los pacientes. La principal ventaja del uso de la técnica de estimulación multisource frente a la técnica de fuente única es que el campo de estimulación puede ajustarse finalmente para estimular selectivamente la neurona diana en aquella columna dorsal de cada paciente individual, lo cual básicamente maximiza la posibilidad terapéutica mientras minimiza los efectos secundarios.

El modelo matemático definido aquí es un modelo de elementos finitos o FEM de la médula espinal torácica baja y su entorno circundante. El modelo FEM incluye la sustancia blanca y gris de la médula espinal, el líquido cefalorraquídeo, la duramadre, el tejido del espacio epidural, el hueso vertebral y dos electrodos cilíndricos multipolar. Cada electrodo multipolar consta de ocho contactos cilíndricos de platino-iridio, separados por segmentos de un milímetro de polímero aislante.

Actualmente, se considera estándar clínico el uso de ocho electrodos de contacto en la estimulación de la médula espinal. El uso de ocho contactos evolucionó a partir de dispositivos anteriores que tenían solo dos o cuatro contactos. Diversos estudios han sugerido que un mayor número de contactos, y por tanto una mayor extensión de cobertura de la médula espinal, es más eficaz para mantener la terapia a lo largo del tiempo.

Ante la migración de los electrodos, un problema muy común, los electrodos se colocan dorsalmente sobre la dura, separados por 2,6 milímetros. Por simplicidad. En la simulación, los pares de electrodos se colocan simétricamente con respecto a la línea media de la médula espinal.

En el modelo, se especifica que el grosor de la capa de líquido cefalorraquídeo entre los contactos y la superficie dorsal de la médula espinal es de 3,2 milímetros. A continuación se indican las resistividades eléctricas utilizadas en el modelo. El líquido cefalorraquídeo, la sustancia blanca y la duramadre presentan la resistividad más baja.

La grasa epidural y el hueso vertebral tienen alta resistividad; aquí se muestra la malla del modelo de elementos finitos (FEM) para la médula espinal y el electrodo multicontacto. El volumen está mallado con más de 100 millones de nodos, con una malla de alta densidad en la región cercana a donde se ubican los electrodos. Solo se muestran aquí las partes de alta densidad de la malla.

La malla se segmenta en secciones de densidad variable de nodos. La separación de los nodos cerca de los contactos es menor o igual a 300 micrones. La separación de nodos del aislante dura y la médula espinal es menor o igual a 750 micrones.

La densidad de nodos del espacio epidural es menor o igual a 3000 micrones, y la separación de nodos del hueso vertebral es menor o igual a 5.000 micrones. El modelo 3D de la geometría de la médula espinal se crea utilizando una combinación de características procedentes de fuentes bibliográficas relevantes. Las fibras de la columna dorsal se colocan en una cuadrícula regular de 200 micrones en la dirección media lateral, 100 micrones en la dirección dorsal ventral y se proyectan en la dirección stro coddle.

Una vez que los electrodos están posicionados dentro del modelo, se implementan dos tipos de estimuladores mediante la definición de las corrientes para dos contactos paralelos. En un sistema de fuente única, existe un único cátodo y ánodo que pueden conectarse a cualquier conjunto de contactos cuando se implementan. En el modelo, solo se define la polaridad de un contacto y la corriente a través de cualquier contacto depende del número de contactos conectados a cualquier polo.

Por ejemplo, si un solo contacto está conectado al cátodo, ese contacto absorbe toda la corriente del cátodo. Sin embargo, si dos contactos están conectados al polo catódico de la fuente, entonces dividen la corriente a la mitad, 50 % cada uno. Por supuesto, en el modelo matemático, la impedancia de cada contacto es idéntica, lo cual normalmente no es cierto en la aplicación clínica.

Esto implica que la corriente entregada a cada contacto en un sistema de una sola fuente no está controlada. Para nuestros estudios mediante modelos, utilizamos tres métodos posibles para aplicar la corriente. En el primer método, el cátodo más a la izquierda recibe toda la corriente; en el segundo, los dos cátodos entregan cada uno el 50 % de la corriente; y en el tercero, el cátodo más a la derecha entrega toda la corriente. En el sistema de múltiples fuentes, se define que cada contacto tiene su propia fuente de corriente, controlable en incrementos de corriente del 1 % entre los contactos.

En otras palabras, si la corriente total suministrada a los dos contactos es de 10 miliamperios, la corriente hacia cada contacto se especifica como cualquier fracción del total, siempre que la suma de las corrientes a través de cada contacto sea igual a 10 miliamperios. Por ejemplo, si el contacto izquierdo suministra 6,8 miliamperios, el contacto derecho suministraría entonces 3,2 miliamperios. Las 100 divisiones fraccionales de corriente se programan de esta manera.

El cátodo es el contacto principal implicado en la estimulación neural. La activación del contacto catódico provoca un flujo de corriente hacia el contacto; la corriente eléctrica fluye a lo largo del axón, pero también por el interior del axón y a través de la membrana del axón. En los nodos de Ranvier, estas corrientes provocan despolarización en la parte media del axón e hiperpolarización en las regiones laterales del axón.

La función matemática que modela la despolarización y la hiperpolarización se denomina función de activación. La función de activación es una aproximación del cambio en los potenciales transmembrana. Cuando se aplica una corriente estimulante extracelular a tejidos neuronales en una geometría dada de electrodo y fibra, entonces se aplica la función de activación a las fibras de la columna dorsal y a la médula espinal.

La región de activación se define como el locus de las fibras. En el modelo en el que la función de activación supera un umbral predeterminado, se utiliza la función de activación para predecir las regiones de activación en los cordones dorsales. El punto central de estimulación se define y calcula como el centroide de la región tridimensional de activación. Para determinar la amplitud de estimulación, se especifica que un contacto del electrodo de la columna izquierda actúe como cátodo.

En una configuración monopolares, la amplitud de estimulación se aumenta entonces de forma iterativa hasta que se activa la primera fibra. Esta es siempre una fibra de la columna dorsal. Se asume que esta primera activación se correlaciona con la primera percepción de parestesia por parte de un paciente en un entorno clínico.

En el modelo, la corriente se incrementa entonces a 1,4 veces la corriente necesaria para activar la primera fibra, y se calcula el OID de la región resultante de activación. Se calculan los OID de los 100 pasos de direccionamiento, comenzando en 100 hasta cero y pasando por cero hasta 100, con la amplitud determinada como en el paso anterior. La resolución media del cambio de OID es el rango de ubicación del OID dividido por los pasos de corriente.

El modelo de elementos finitos supone dos electrodos paralelos, colocados a 2,6 milímetros de distancia, con ocho contactos cada uno. Un único dispositivo fuente que proporciona una fuente de alimentación compartida para todos los contactos puede dirigirse a tres puntos centrales de estimulación. Al desplazar lateralmente el medio de estimulación, esto corresponde a un tamaño de paso promedio de un milímetro con una separación de electrodos de dos milímetros; un dispositivo con una fuente de alimentación dedicada para cada contacto puede dirigirse a 100 puntos centrales en sentido medial y lateral en la columna dorsal.

Al fraccionar la corriente en incrementos del 1 %, esto corresponde a un tamaño de paso de 0,02 milímetros para pasos del 1 % al dirigir la estimulación medial y lateralmente entre dos electrodos. El modelo computacional presentado aquí predice que un dispositivo con fuentes de corriente independientes para cada contacto puede dirigirse a puntos más centrales de estimulación en la columna dorsal que un sistema con una sola fuente. Como resultado, la resolución del ajuste del punto central de estimulación es de 20 micrómetros con el sistema de múltiples fuentes, lo que representa un aumento de aproximadamente 50 veces en la resolución en comparación con los sistemas de una sola fuente. La capacidad de dirigir la región de estimulación en la columna dorsal con alta resolución podría permitir una mejor optimización de la superposición con el dolor del procedimiento.

En un paciente determinado, la razón de la activación en aquellos de color puede centrarse en maximizar la cobertura del área dolorosa mientras se minimizan los efectos secundarios. Por lo tanto, el uso de una corriente fraccionada proveniente de una fuente independiente permite dirigir con precisión la estimulación hacia los nervios diana en la columna Doser durante la terapia de estimulación de la médula espinal.