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 dirección del campo lateral de los medios de un sistema de estimulación de la médula espinal de múltiples fuentes en la estimulación de la médula espinal. La concordancia de la parestesia inducida por la estimulación sobre las regiones dolorosas del cuerpo es una condición necesaria para la eficacia terapéutica. Dado que los patrones de dolor del paciente pueden ser únicos, una configuración de estimulación común es la colocación de dos derivaciones en paralelo en el espacio epidural dorsal.

Este constructo proporciona flexibilidad en la estimulación de la dirección, corriente de los medios lateralmente sobre la columna dorsal para lograr un mejor dolor. Superposición de parestesias. La evaluación de la capacidad de dirección de la estimulación se logra creando primero un modelo de elementos finitos de la médula espinal humana para determinar los campos potenciales creados por los 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 administradas por dos tipos de sistemas de estimulación de la médula espinal.

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

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 del dolor de la parestesia en los pacientes. La principal ventaja de utilizar la técnica de estimulación multifuente sobre una técnica de una sola fuente es que el campo de estimulación se puede ajustar finalmente para estimular selectivamente la neurona objetivo en esa columna de dosis en cada paciente individual, lo que básicamente maximiza las posibilidades terapéuticas y minimiza los efectos secundarios.

El modelo matemático definido aquí es un modelo de elementos finitos o FEM de la médula espinal torácica inferior 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 cables cilíndricos de contacto múltiple. Cada cable multicontacto consta de ocho contactos cilíndricos de platino iridio, separados por longitudes de un milímetro de polímero aislante.

En la actualidad, ocho derivaciones de contacto se consideran el estándar clínico 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. Los estudios han sugerido que un mayor número de contactos y, por lo tanto, una mayor extensión de la cobertura de la médula espinal es más sólido 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 duramadre, separados por 2,6 milímetros. Para simplificar. En la simulación, los pares de cables se colocan simétricamente en relación con la línea media de la médula espinal.

En el modelo, el grosor de la capa de líquido cefalorraquídeo entre los contactos y la superficie dorsal de la médula espinal se especifica en 3,2 milímetros. Aquí se dan los resistivos eléctricos utilizados en el modelo. La sustancia blanca y la duramadre del líquido cefalorraquídeo tienen la resistividad más baja.

La grasa epidural y el hueso vertebral tienen una alta resistividad representada aquí es la malla del modelo FEM para la médula espinal y el cable de contacto múltiple. El volumen está engranado con más de 100 millones de nodos con una malla de alta densidad en la región cercana a donde se encuentran los electrodos. Aquí solo se muestran las partes de alta densidad de la malla.

La malla se segmenta en secciones de densidad de nodo variable. La separación de los nodos cerca de los contactos es menor o igual a 300 micras. La separación de los ganglios de la duramadre aislante y la médula espinal es menor o igual a 750 micras.

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

Una vez que los cables se colocan dentro del modelo, se implementan dos tipos de estimuladores definiendo las corrientes para dos contactos paralelos. Para un solo sistema de fuente, hay un solo cátodo y ánodo que se puede conectar a cualquier conjunto de contactos cuando se implementa. 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 hunde toda la corriente del cátodo. Sin embargo, si dos contactos están conectados al polo catódico de la fuente, entonces dividen la corriente por la mitad al 50% cada uno. Por supuesto, en el modelo matemático, la impedancia de cada contacto es idéntica, lo que no suele ser cierto en la aplicación clínica.

Esto implica que no se controla la entrega de corriente a cada contacto en un único sistema de origen. Para nuestras investigaciones de modelos, utilizamos tres métodos posibles para entregar corriente en el primer método. El cátodo más a la izquierda tiene 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 Para el sistema de múltiples fuentes, cada contacto se define para tener su propia fuente de corriente controlable en cambios de corriente incrementales del 1% entre los contactos.

En otras palabras, si la corriente total entregada a los dos contactos es de 10 miliamperios, se especifica que la corriente a cada contacto sea 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 3,2 miliamperios. Las 100 divisiones fraccionarias de corriente se programan de esta manera.

El cátodo es el contacto principal involucrado en la estimulación neuronal. La activación del contacto catártico provoca un flujo de corriente hacia el contacto, la corriente eléctrica fluye a lo largo del axón, pero también a través del interior del axón y a través de la membrana del axón. En los nodos de rvi, estas corrientes conducen a la despolarización en el centro del axón y a la hiperpolarización en las partes laterales del axón.

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

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, la función de activación se utiliza para predecir las regiones de activación en las columnas dorsales. El punto central de estimulación se define y calcula como el oid geométrico de la región tridimensional de activación Para determinar la amplitud de la estimulación, se especifica que un contacto desde el cable de la columna izquierda es un cátodo.

En una configuración monopolar, la amplitud de la estimulación se incrementa de forma iterativa hasta que se activa la primera fibra. Se trata siempre de una columna dorsal. Fibra. Se supone 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 a 1,4 veces la corriente necesaria para activar la primera fibra, y se calcula el OID de la región de activación resultante. Los OID de los 100 pasos de dirección que comienzan en 100 a cero y pasan de cero a 100 se calculan con la amplitud determinada como en el paso anterior. La resolución promedio del cambio de OID es el rango de ubicación de OID dividido por los pasos actuales.

El modelo de elementos finitos asume dos cables paralelos, colocados a 2,6 milímetros de distancia de ocho contactos cada uno. Un dispositivo de una sola fuente que proporciona una única fuente de alimentación compartida para todos los contactos puede dirigirse a tres puntos centrales de estimulación. Al cambiar el medio de estimulación lateralmente, esto corresponde a un tamaño de paso de un milímetro en promedio con una separación de cables de dos milímetros, un dispositivo con una fuente de energía dedicada para cada contacto puede apuntar a 100 puntos centrales mediales lateralmente en la columna dorsal.

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

En el paciente que se encuentra en un paciente determinado, la razón de la activación en aquellos de color puede centrarse en maximizar la cobertura del área dolorosa y minimizar los efectos secundarios. Por lo tanto, el uso de una corriente fraccionada de fuente independiente permite una dirección precisa de la estimulación en los nervios objetivo en la columna del dosificador durante la terapia de estimulación de la médula espinal.