Pilotage de la colonne dorsale avec fils en parallèle double à partir de sources d'alimentation dédié: un modèle de calcul

L'objectif général de l'expérience suivante est d'évaluer la steerabilité latérale du champ médian d'un système de stimulation de la moelle épinière à plusieurs sources en stimulation de la moelle épinière. La concordance de la paresthésie induite par la stimulation avec les régions corporelles douloureuses constitue une condition nécessaire à l'efficacité thérapeutique. Étant donné que les schémas de douleur des patients peuvent être uniques, une configuration courante de stimulation consiste à placer deux électrodes en parallèle dans l'espace épidural dorsal.

Ce dispositif offre une flexibilité dans le guidage de la stimulation, permettant de diriger le courant latéralement à travers la colonne dorsale afin d'obtenir une meilleure superposition des paraesthésies. L'évaluation de la capacité de guidage de la stimulation est réalisée en premier lieu par la création d'un modèle par éléments finis de la moelle épinière humaine, afin de déterminer les champs électriques générés par des électrodes de stimulation épidurale de la moelle épinière. Dans un deuxième temps, les potentiels au sein de la colonne dorsale sont calculés pour divers courants cathodiques délivrés par deux types de systèmes de stimulation de la moelle épinière.

Systèmes multisources, où chaque contact implanté dispose d'une source de courant dédiée, et systèmes à source unique, où une seule source de courant est connectée à plusieurs contacts. Ensuite, les potentiels sont utilisés pour calculer le volume d'activation prédit dans la colonne dorsale pour chaque type de système. Afin de comparer la résolution médio-latérale du recrutement des fibres dans chaque système, les résultats montrent que le système multisource peut cibler des points de stimulation plus centraux dans la colonne dorsale qu'un système à source unique, et que l'incrément moyen de guidage pour le balayage médio-latéral est de 20 micromètres pour les systèmes multisources contre un millimètre pour les systèmes à source unique.

Une amélioration de 50 fois. La capacité de centrer les régions de stimulation dans la colonne dorsale avec une haute résolution pourrait permettre une meilleure optimisation du recouvrement de la douleur par la paresthésie chez les patients. Le principal avantage de la technique de stimulation multisource par rapport à la technique à source unique est que le champ de stimulation peut être finement ajusté afin de stimuler sélectivement le neurone cible dans la colonne dorsale pour chaque patient, ce qui revient essentiellement à maximiser l’effet thérapeutique tout en minimisant les effets secondaires.

Le modèle mathématique défini ici est un modèle d'éléments finis, ou FEM, de la moelle épinière thoracique inférieure et de son environnement immédiat. Le modèle FEM comprend la substance blanche et la substance grise de la moelle épinière, le liquide céphalorachidien, la dure-mère, les tissus de l'espace épidural, l'os vertébral, ainsi que deux électrodes cylindriques multipolaires. Chaque électrode multipolaire est constituée de huit contacts cylindriques en platine-iridium, séparés par des segments d'un millimètre de longueur en polymère isolant.

Huit électrodes de contact sont désormais considérées comme la norme clinique en stimulation de la moelle épinière. L'utilisation de huit contacts découle de dispositifs antérieurs qui ne comportaient que deux ou quatre contacts. Des études ont suggéré qu'un nombre plus élevé de contacts, et par conséquent une couverture plus étendue de la moelle épinière, permet une thérapie plus robuste dans le temps.

Face à la migration des électrodes, un problème très courant, les électrodes sont positionnées dorsalement au-dessus de la dure-mère, séparées par 2,6 millimètres. Par souci de simplicité. Dans la simulation, les paires d'électrodes sont positionnées de manière symétrique par rapport à la ligne médiane de la moelle épinière.

Dans le modèle, l'épaisseur de la couche de liquide céphalorachidien entre les contacts et la surface dorsale de la moelle épinière est définie à 3,2 millimètres. Les résistivités électriques utilisées dans le modèle sont indiquées ici. Le liquide céphalorachidien, la substance blanche et la dure-mère présentent la plus faible résistivité.

La graisse épidurale et l'os vertébral présentent une résistivité élevée. Ce schéma montre le maillage du modèle EF pour la moelle épinière et la sonde multipolaire. Le volume est maillé avec plus de 100 millions de nœuds, avec un maillage de haute densité dans la région proche de l'emplacement des électrodes. Seules les parties à haute densité du maillage sont affichées ici.

Le maillage est divisé en sections de densité de nœuds variable. L'écartement des nœuds près des contacts est inférieur ou égal à 300 microns. L'écartement des nœuds de l'isolant dure et de la moelle épinière est inférieur ou égal à 750 microns.

La densité des nœuds de l’espace épidural est inférieure ou égale à 3000 microns, et la séparation des nœuds de l’os vertébral est inférieure ou égale à 5 000 microns. Le modèle 3D de la géométrie de la moelle épinière est créé à l’aide d’une combinaison de caractéristiques provenant de sources pertinentes de la littérature. Les fibres de la colonne postérieure sont disposées selon une grille régulière de 200 microns dans le sens médio-latéral, de 100 microns dans le sens dorsal-ventral, et projetées dans le sens stro coddle.

Une fois les électrodes positionnées dans le modèle, deux types de stimulateurs sont mis en œuvre en définissant les courants pour deux contacts parallèles. Dans un système à source unique, il existe une seule cathode et un seul anode qui peuvent être raccordés à n'importe quel ensemble de contacts lors de la mise en œuvre. Dans le modèle, seule la polarité d'un contact est définie, et le courant traversant un contact donné dépend du nombre de contacts reliés à chaque pôle.

Par exemple, si une seule électrode est reliée à la cathode, cette électrode absorbe la totalité du courant cathodique. En revanche, si deux électrodes sont connectées au pôle cathodique de la source, elles se répartissent le courant en deux parts égales de 50 % chacune. Bien entendu, dans le modèle mathématique, l'impédance de chaque électrode est identique, ce qui n'est généralement pas le cas en application clinique.

Cela implique que la délivrance du courant vers chaque contact dans un système à source unique n'est pas contrôlée. Pour nos études de modèle, nous avons utilisé trois méthodes possibles pour délivrer le courant. Dans la première méthode, la cathode la plus à gauche reçoit la totalité du courant ; dans la seconde, les deux cathodes délivrent chacune 50 % du courant ; et dans la troisième, la cathode la plus à droite délivre la totalité du courant. Pour le système à multiples sources, chaque contact est défini comme possédant sa propre source de courant, contrôlable par incréments de 1 % du courant entre les contacts.

En d'autres termes, si le courant total fourni aux deux contacts est de 10 milliampères, le courant destiné à chaque contact est défini comme une fraction quelconque du total, pour autant que la somme des courants traversant chaque contact soit égale à 10 milliampères. Par exemple, si le contact gauche délivre 6,8 milliampères, le contact droit délivrera alors 3,2 milliampères. Les 100 répartitions fractionnaires du courant sont programmées de cette manière.

L'extrémité cathodique est le contact principal impliqué dans la stimulation neuronale. L'activation du contact cathodique provoque un flux de courant vers ce contact ; le courant électrique circule le long de l'axone, mais aussi à l'intérieur de l'axone et à travers la membrane axonale. Aux nœuds de Ranvier, ces courants entraînent une dépolarisation au milieu de l'axone et une hyperpolarisation dans les parties latérales de l'axone.

La fonction mathématique qui modélise la dépolarisation et l'hyperpolarisation est appelée fonction d'activation. La fonction d'activation constitue une approximation de la variation des potentiels transmembranaires. Lorsqu'un courant de stimulation extracellulaire est appliqué aux tissus nerveux selon une géométrie donnée d'électrode et de fibre, la fonction d'activation est alors appliquée à la moelle épinière et aux fibres de la colonne dorsale.

La région d'activation est définie comme le lieu des fibres. Dans le modèle où la fonction d'activation dépasse un seuil prédéterminé, la fonction d'activation est utilisée pour prédire les régions d'activation dans les colonnes dorsales. Le point central de stimulation est défini et calculé comme le centroïde de la région d'activation en trois dimensions. Pour déterminer l'amplitude de la stimulation, une électrode du câble de la colonne gauche est désignée comme cathode.

Dans une configuration monopolaire, l'amplitude de la stimulation est ensuite augmentée de manière itérative jusqu'à l'activation de la première fibre. Il s'agit toujours d'une fibre du faisceau postérieur. On suppose que cette première activation correspond à la première perception de la paresthésie par le patient dans un contexte clinique.

Dans le modèle, le courant est ensuite augmenté à 1,4 fois le courant nécessaire pour activer la première fibre, et l'OID de la région d'activation résultante est calculé. Les OID des 100 pas de pilotage, commençant à 100 et allant jusqu'à zéro, puis de zéro à 100, sont calculés avec une amplitude déterminée comme à l'étape précédente. La résolution moyenne du changement d'OID est égale à l'intervalle de position de l'OID divisé par le nombre de pas de courant.

Le modèle par éléments finis suppose deux électrodes parallèles, placées à 2,6 millimètres l'une de l'autre, comportant chacune huit contacts. Un dispositif source unique fournissant une source d'alimentation commune à tous les contacts peut cibler trois points centraux de stimulation. Lors du déplacement latéral du milieu de stimulation, cela correspond à une taille de pas moyenne d'un millimètre avec un écartement des électrodes de deux millimètres ; un dispositif doté d'une source d'alimentation dédiée à chaque contact peut cibler 100 points centraux du médial au latéral dans la colonne dorsale.

Lorsqu'on fractionne le courant par incréments de 1 %, cela correspond à un pas de 0,02 millimètre pour des pas de 1 % lors du réglage de la stimulation de manière médio-latérale entre deux électrodes doubles. Le modèle computationnel présenté ici prévoit qu'un dispositif doté de sources de courant indépendantes pour chaque contact peut cibler des points de stimulation plus centraux dans la colonne dorsale qu'un système à source unique. En conséquence, la résolution du réglage du point central de stimulation est de 20 micromètres avec le système à multiples sources, soit une augmentation d'environ 50 fois de la résolution par rapport aux systèmes à source unique. La capacité de diriger la zone de stimulation dans la colonne dorsale avec une haute résolution pourrait permettre une meilleure optimisation du recouvrement entre la procédure et la douleur.

Dans le cas d'un patient donné, la raison de l'activation chez les personnes de couleur peut être ciblée afin de maximiser la couverture de la zone douloureuse tout en minimisant les effets secondaires. Par conséquent, l'utilisation d'un courant fractionné provenant d'une source indépendante permet un guidage précis de la stimulation sur les nerfs cibles dans la colonne Doser pendant la thérapie de stimulation de la moelle épinière.