Name: Manejabilidad en la columna dorsal con cables paralelos de doble uso dedicado de fuentes de energía: un modelo computacional (Video) | JoVE Journal
Uploaded: 2011-02-10T18:00:00.000+00:00
Duration: 11 min 19 s
Description: Aprende sobre la maniobrabilidad de campos en la columna dorsal mediante un modelo computacional de elementos finitos. Este método evalúa sistemas de estimulación multifuente versus monofuente para optimizar el tratamiento del dolor.

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Este estudio fue financiado por Boston neuromodulación Científico.

1. Introducción: Estimulación de la médula espinal, o SCS, se ha aplicado clínicamente desde 1967, cuando el Dr. Norman Shealy primera implantados electrodos de estimulación en la columna dorsal en un intento de proporcionar un alivio para los pacientes con dolor crónico, intratable (Shealy et al., 1967). SCS es la aplicación clínica de la teoría de la puerta, que postula que la activación de los nervios aferentes mielinizadas grandes que median en el tacto y las sensaciones de presión, pueden inhibir o "cerrar la puerta" en la transmisión de las señales de dolor a los centros superiores del cerebro (Melzack y Wall , 1965). Tecnología para el SCS ha mejorado en las últimas décadas, con equipos de estimulación más fiable mejor diseñados para estimular las columnas dorsales ha evolucionado. La clave para estas mejoras ha sido un mayor conocimiento de la neuroanatomía y la neurofisiología de la médula espinal correspondiente a la estimulación eléctrica clínica. Este entendimiento ha sido propuesta por el modelado computacional del SCS. Modelado computacional de las neuronas se ha utilizado para entender los mecanismos básicos para la estimulación neural desde el modelo matemático de Hodgkin y Huxley fue descrita por primera vez (Hodgkin y Huxley, 1952). La actividad neuronal es modulada por los campos eléctricos aplicados como la inyección intracelular y extracelular actuales campos potenciales. Ranck cualitativamente discute cómo los cambios en el voltaje extracelular en las proximidades de un axón causar algunas regiones de la membrana del axón para despolarizar y otros hiperpolarizan a (Ranck, 1975). Un modelo computacional para SCS fue desarrollado inicialmente por Coburn y el pecado (Coburn, 1980) y fue significativamente promovido por Holsheimer y sus colegas, a partir de Struijk y desarrollo Holsheimer de un modelo de campo en tres dimensiones del SCS (Holsheimer y Struijk, 1988). Su modelo de cálculo estima el efecto de los parámetros anatómicos en los umbrales de las fibras de la columna dorsal (Struijk et al., 1992), predijo la posible ubicación de la excitación de las fibras de la raíz dorsal (Struijk et al., 1993b), y analizó el efecto de la CSF de espesor (Struijk et al, 1993a.) con validaciones clínicas (He et al, 1994;. Holsheimer et al, 1995a;.. Holsheimer et al, 1994). El modelo contribuyó significativamente al diseño de diseño de la estimulación de plomo, lo que sugiere los parámetros óptimos para el tamaño y el espaciamiento de contacto (Holsheimer y Struijk, 1992; Holsheimer y Wesselink, 1997), para favorecer la estimulación preferencial de las fibras de la columna dorsal sobre fibras de la raíz (Holsheimer et al,. 1995b). 2. Material y métodos: Definición de modelos matemáticos Un matemático de elementos finitos (FEM) fue creado el modelo de la médula espinal dorsal baja y su entorno. El modelo de elementos finitos consistió en la materia de la médula espinal blanco y gris, líquido cefalorraquídeo, la duración, el tejido espacio epidural, el hueso vertebral y dos conductores cilíndricos multicontacto. Cada derivación consistió en ocho cilíndrica de platino iridio contactos (dominios de la realización, la longitud de 3 mm y 1,25 mm de diámetro), separados por la longitud de 1 mm de aislante de polímero (no la realización de los dominios, la longitud de 1 mm). Los cables fueron colocados en el dorso, encima de la duramadre, y simétrica, de 1 mm a cada lado de la línea media de la médula espinal. En el modelo, el "grueso" de la capa de líquido cefalorraquídeo entre los contactos y la superficie dorsal de la médula espinal (DCSF) se especificó que 3,2 mm. La geometría del modelo se ilustra en la Figura 1 A y resistividad eléctrica se presentan en la Tabla I, los valores procedentes sobre todo de la literatura (Holsheimer, 2002;. Wesselink et al, 1999). El volumen fue de malla con más de 1 millón de nodos, con una malla de alta densidad en la región cerca de donde se encuentran los electrodos como se ilustra en la Figura 1B. <img src="/files/ftp_upload/2443/2443fig1.jpg" alt="Figura 1"> Figura 1. Representación de la malla de la FEM de la médula espinal y el plomo multicontacto. (A) los componentes y la estructura del modelo. (B) de malla del modelo - sólo la parte de alta densidad se muestra. La malla fue segmentada en las secciones de la densidad de nodos variable: cerca de los contactos (≤ 300 micras), aislante, la duración y la médula espinal (≤ 750 micras), el espacio epidural (≤ 3000 m), y el hueso vertebral (≤ 5000 m). <img src="/files/ftp_upload/2443/2443table1.jpg" alt="Tabla 1"> Tabla 1 los valores de resistividad de los dominios de FEM (Holsheimer, 2002;. Wesselink et al, 1999). Y la modificación (espacio epidural) para que coincida con los datos clínicos. La geometría de la médula espinal (Figura 2) fue creado con una combinación de características de las fuentes de la literatura relevante. La sección transversal de la médula se deriva de Kameyama y otros, y la raíz dorsal (RD) la trayectoria de Struijk et al se adoptó (Kameyama et al, 1996;... Struijket al., 1993b). La columna dorsal (DC), las fibras se colocaron en la red regular de (200um de dirección medio-lateral y la dirección dorsoventral 100um; vea la Figura 2A) y proyectada en la dirección rostrocaudal. Cada DR fue modelada como la fibra de "madre" de mayor diámetro conectadas a las fibras de la hija de "bifurcación de menor diámetro (Fig. 2B). <img src="/files/ftp_upload/2443/2443fig2.jpg" alt="Figura 2"> Figura 2. Estructura del modelo de la médula espinal. (A) vista transaccional de la médula espinal y la ubicación de las fibras de la columna dorsal. (B) las raíces dorsales se componen de una fibra de la madre y la hija de fibras bifurcadas. La trayectoria de la fibra de la madre fue digitalizada a partir de Struijk 1993. (C) Tres vista tridimensional de la médula espinal y las fibras DR. Modelo de Investigación Una vez que los cables fueron colocados dentro del modelo, los dos tipos de estimuladores se llevaron a cabo mediante la definición de las corrientes de dos contactos paralelos. Para un sistema de fuente única, hay tres métodos posibles para suministrar corriente: a. el contacto más a la izquierda tiene toda la corriente; b. los dos contactos cada entregar el 50% de la corriente; c. el contacto de la derecha ofrece toda la corriente. Observamos aquí que la impedancia de los dos contactos se supone igual, aunque es poco probable que sea cierto en la aplicación clínica. Para el sistema de fuentes múltiples, cada contacto se definió a tener su propia fuente controlable actual incremento del 1% los cambios actuales entre los contactos. En otras palabras, si la corriente total entregada a los dos contactos es de 10 mA, en el sistema de fuentes múltiples de la corriente a cada contacto se ha especificado a cualquier parte del total, siempre y cuando la suma de las corrientes de 10 mA a través de cada contacto con la igualdad. Por ejemplo, el contacto de la izquierda podría suponer un 6,8 mA en el contacto más a la derecha entonces entregar 3,2 mA. Para el sistema de fuentes múltiples, 100 fracciones se divide de la corriente se programaron de esta forma. Para el cálculo de la región de activación dentro de las columnas dorsales de cada sistema, un análisis de la función se llevó a cabo la activación. La función de activación es una aproximación del cambio en el potencial de membrana cuando la corriente de estimulación extracelular se aplica al tejido nervioso de un electrodo y la geometría de la fibra. La región de activación se define como el lugar geométrico de las fibras en el modelo en el que la función de activación (o la diferencia simplemente segundos de tensiones a lo largo del axón) supera un determinado umbral (por ejemplo, 0.1mV/mm2). El punto central de la estimulación se definió y se calcula como el centroide geométrico de la región 3-dimensional de la activación. Para determinar la amplitud de la estimulación, los dos contactos se especifica que los cátodos (50% y 50% negativo en dos contactos) en una configuración monopolar (con fuente de corriente suministrado con la densidad de corriente equivalente de las fronteras del modelo). La amplitud de estimulación entonces iterativamente hasta que el aumento de la fibra activa por primera vez se observó (esto siempre fue una fibra de la columna dorsal). Esta primera activación se supone que se correlacionan con la primera percepción de parestesia por un paciente en el ámbito clínico. En el modelo, la corriente se aumentó a 1,4 * (mA para activar primera fibra) y el centroide de la región como resultado de la activación se calculó. Centroides de todas las medidas de gobierno (100:0 a 0:100) se calcularon con una amplitud determinada en el paso anterior. Resolución de cambio promedio fue centroide gama, la ubicación del centroide dividido por pasos actuales. 3. Resultado: Cuando la estimulación de dirección mediolaterally entre los conductores de dos, el modelo computacional predice que un dispositivo con fuentes independientes de corriente para cada contacto pueden dirigirse a los puntos más centrales de la estimulación en la columna dorsal de un sistema de fuente única (100 vs 3). Como resultado de esto, la resolución de ajuste del punto central de la estimulación es de 30 um con un sistema de múltiples fuentes, un aproximado de 50 veces mayor en comparación con los sistemas de una sola fuente (ver Figura 3). <img src="/files/ftp_upload/2443/2443fig3.jpg" alt="Figura 3"> Figura 3. El modelo computacional hace las siguientes predicciones. Configuración de doble A. conducir: 2,0 mm de separación entre los conductores con la estimulación monopolar. B. dispositivos de un solo origen que son una fuente única de poder compartido para todos los contactos pueden dirigirse a tres puntos centrales de la estimulación cuando se cambia la estimulación mediolaterally (un tamaño de paso de 1 mm en promedio de 2 mm de separación de plomo). C: Un dispositivo con una fuente de energía específica para cada contacto pueden dirigirse a 100 puntos centrales lateral de la columna dorsal cuando fraccionando actual en incrementos del 1%, o 10 puntos centrales cuando fraccionando en incrementos de 10% (un tamaño de paso de 0,02 mm para el 1% pasos y 0,2 mm de los pasos del 10% en promedio).

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</ol>

Los autores son empleados de Boston neuromodulación Científico.

La capacidad de las regiones del centro de estimulación en la columna dorsal de alta resolución puede permitir una mejor optimización de la superposición de la parestesia, dolor en los pacientes. Es decir, en un paciente determinado, la región de activación en la columna dorsal puede ser enfocado a maximizar la cobertura de las zonas dolorosas y minimizar los efectos secundarios (debido a la estimulación de las fibras no deseadas, que pueden generar parestesia en lugares no deseados o crear motor o autonómica efectos).

<ul><li> NEURON ( <a href="http://www.neuron.yale.edu">http://www.neuron.yale.edu</a> ) </li><li> ANSYS (Canonsburg, <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>

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

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

En la estimulación de la médula espinal (SCS), la concordancia de la estimulación inducida por parestesias en las regiones del cuerpo doloroso es una condición necesaria para la eficacia terapéutica. Dado que los patrones de pacientes el dolor puede ser único, una configuración de estimulación frecuente es la colocación de dos cables en paralelo en el espacio epidural dorsal. Esta construcción proporciona flexibilidad en la dirección de la corriente de estimulación mediolaterally sobre la columna dorsal para lograr una mejor parestesias dolor se superponen. Utilizando un modelo matemático con una distribución de las fibras de diámetro exacto, se estudió la capacidad de los paralelos de doble lleva a orientar la estimulación entre contactos adyacentes en paralelo dual lleva usando (1) un sistema de fuente única, y (2) un sistema de múltiples fuentes, con un dedicada fuente de corriente para cada contacto. El modelo de volumen de un conductor de la médula espinal torácica baja con epidural posicionado en paralelo de dos (2 mm de separación) lleva percutánea fue creado primero, y el campo eléctrico se ha calculado utilizando ANSYS, uno de los elementos finitos herramienta de modelado. La función de la activación de las fibras 10 um se calcula como la segunda diferencia del potencial extracelular a lo largo de los nodos de Ranvier en las fibras nerviosas de la columna dorsal. El volumen de activación (VOA) y el punto central de la VOA se calcularon utilizando un umbral predeterminado de la función de activación. El modelo se compararon los resultados con el campo de dirección única fuente frente a los sistemas dedicados de la fuente de alimentación de doble conduce la estimulación de 8 contactos. El modelo predijo que el sistema de origen multi-objetivo puede obtener más puntos centrales de la estimulación en la columna dorsal de un sistema de fuente única (100 frente a 3) y el paso de la dirección media de dirección mediolateral es de 0,02 mm para sistemas multi-fuente frente a 1 mm para los sistemas de fuente única, una mejora de 50 veces. La capacidad de las regiones del centro de estimulación en la columna dorsal de alta resolución puede permitir una mejor optimización de la superposición de la parestesia, dolor en los pacientes.

Utilizando un modelo matemático de la estimulación de la médula espinal, se encontró que un sistema de múltiples fuentes con fuentes de energía independientes para cada contacto puede dirigir más los puntos centrales de la estimulación en la columna dorsal (100 vs 3) y tiene 50 veces más resolución de la dirección de campo ( 0,02 mm frente a 1 mm) que un sistema de fuente única.

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

En la estimulación de la médula espinal (SCS), la concordancia de la parestesia inducida por la estimulación sobre las regiones corporales dolorosas es una condición necesaria para la eficacia terapéutica...

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.

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