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 capacité de direction du champ latéral d’un système de stimulation de la moelle épinière multi-sources dans la stimulation de la moelle épinière. La concordance de la paresthésie induite par la stimulation sur les régions douloureuses du corps est une condition nécessaire à l’efficacité thérapeutique. Étant donné que les schémas de douleur du patient peuvent être uniques, une configuration de stimulation courante consiste à placer deux sondes en parallèle dans l’espace péridural dorsal.

Cette construction offre une flexibilité dans la stimulation de la direction, en courant le média latéralement sur la colonne dorsale pour obtenir une meilleure douleur. Chevauchement des paresthésies. L’évaluation de la capacité de direction de la stimulation est réalisée en créant d’abord un modèle d’éléments finis de la moelle épinière humaine afin de déterminer les champs de potentiel créés par les électrodes de stimulation épidurale de la moelle épinière. Dans un deuxième temps, les potentiels à l’intérieur de la colonne dorsale sont calculés pour une variété de courants cathodiques délivrés par deux types de systèmes de stimulation de la moelle épinière.

Multisource, où chaque contact implanté dispose d’une source de courant dédiée et source unique où il n’y a qu’une seule source de courant connectée à plusieurs contacts. Ensuite, les potentiels sont utilisés pour calculer le volume d’activation prévu dans la colonne dorsale pour chaque type de système. Afin de comparer la résolution latérale du milieu du recrutement des fibres dans chaque système, les résultats montrent que le système multi-sources peut cibler plus de points centraux de stimulation dans la colonne dorsale qu’un système à source unique et que le pas de direction moyen pour le guidage latéral du média est de 20 microns 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 peut permettre une meilleure optimisation du chevauchement de la douleur de paresthésie chez les patients. Le principal avantage de l’utilisation d’une technique de stimulation multisource par rapport à une technique à source unique est que le champ de stimulation peut être finalement ajusté pour stimuler sélectivement le neurone cible dans cette colonne de dose chez chaque patient individuel, ce qui maximise essentiellement les possibilités thérapeutiques tout en minimisant les effets secondaires.

Le modèle mathématique défini ici est un modèle d’éléments finis, ou MEF, de la moelle épinière thoracique inférieure et de son environnement. Le modèle FEM comprend la substance blanche et grise de la moelle épinière, du liquide céphalo-rachidien, de la dure-mère, du tissu de l’espace épidural, de l’os vertébral et de deux sondes cylindriques à contacts multiples. Chaque fil multi-contacts se compose de huit contacts cylindriques en platine iridium, séparés par des longueurs d’un millimètre de polymère isolant.

Huit dérivations de contact sont maintenant considérées comme la norme clinique en stimulation de la moelle épinière. L’utilisation de huit contacts a évolué à partir des appareils antérieurs qui n’avaient que deux ou quatre contacts. Des études ont suggéré qu’un plus grand nombre de contacts et donc une plus grande couverture de la moelle épinière sont plus robustes pour maintenir le traitement au fil du temps.

Face à la migration du plomb, un problème très courant, les fils sont positionnés dorsalement au sommet de la dure-mère, séparés de 2,6 millimètres. Pour plus de simplicité. Dans la simulation, les paires de sondes sont positionnées symétriquement par rapport à la ligne médiane de la moelle épinière.

Dans le modèle, l’épaisseur de la couche de liquide céphalo-rachidien entre les contacts et la surface dorsale de la moelle épinière est spécifiée à 3,2 millimètres. Les résistifs électriques utilisés dans le modèle sont donnés ici. La matière blanche et la dure-mère du LCR ont la résistivité la plus faible.

La graisse péridurale et l’os vertébral ont une résistivité élevée, représentée ici est le maillage du modèle FEM pour la moelle épinière et la sonde multi-contact. Le volume est maillé avec plus de 100 millions de nœuds avec un maillage à haute densité dans la région proche de l’endroit où se trouvent les électrodes. Seules les parties à haute densité du maillage sont montrées ici.

Le maillage est segmenté en sections de densité de nœud variable. La séparation des nœuds à proximité des contacts est inférieure ou égale à 300 microns. La séparation des nœuds de la dure-mère isolante et de la moelle épinière est inférieure ou égale à 750 microns.

La densité ganglionnaire de l’espace épidural est inférieure ou égale à 3000 microns, et la séparation ganglionnaire 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 documentaires pertinentes. Les fibres de la colonne dorsale sont placées sur une grille régulière de 200 microns dans la direction latérale du média, de 100 microns dans la direction ventrale dorsale et projetées dans la direction du dorlot.

Une fois les fils positionnés dans le modèle, deux types de stimulateurs sont mis en œuvre en définissant les courants pour deux contacts parallèles. Pour un système à source unique, il y a une seule cathode et une seule anode qui peuvent être connectées à n’importe quel ensemble de contacts lorsqu’elles sont mises en œuvre. Dans le modèle, seule la polarité d’un contact est définie et le courant traversant n’importe quel contact dépend du nombre de contacts connectés à n’importe quel pôle.

Par exemple, si un seul contact est connecté à la cathode, ce contact absorbe tout le courant de la cathode. Cependant, si deux contacts sont connectés au pôle cathodique de la source, ils divisent le courant en deux à 50 % chacun. Bien sûr, dans le modèle mathématique, l’impédance de chaque contact est identique, ce qui n’est généralement pas vrai dans l’application clinique.

Cela implique que la livraison actuelle à chaque contact dans un système source unique n’est pas contrôlée. Pour nos études de modèle, nous avons utilisé trois méthodes possibles pour fournir du courant Dans la première méthode. La cathode la plus à gauche a tout le courant dans la seconde, les deux cathodes délivrent chacune 50 % du courant, et dans la troisième, la cathode la plus à droite délivre tout le courant Pour le système multi-sources, chaque contact est défini pour avoir sa propre source de courant contrôlable en 1 % de changements de courant incrémentiels entre les contacts.

En d’autres termes, si le courant total délivré aux deux contacts est de 10 milliampères, le courant à chaque contact est spécifié comme étant n’importe quelle fraction du total, tant que la somme des courants traversant chaque contact est égale à 10 milliampères. Par exemple, si le contact gauche délivre 6,8 milliampères, le contact droit délivrera alors 3,2 milliampères. Les 100 fractions de courant sont programmées de cette manière.

La cathode est le contact principal impliqué dans la stimulation neuronale. L’activation du contact cathartique provoque un flux de courant vers le contact, le courant électrique circule le long de l’axone, mais aussi à travers l’intérieur de l’axone et à travers la membrane axonale. Au niveau des nœuds de rvi, ces courants entraînent une dépolarisation au milieu de l’axone et une hyperpolarisation au niveau des parties latérales de l’axone.

La fonction mathématique qui modélise la dépolarisation et l’hyperpolarisation s’appelle la fonction d’activation. La fonction d’activation est une approximation de la variation des potentiels transmembranaires. Lorsqu’un courant de stimulation extracellulaire est appliqué aux tissus neuraux dans une géométrie d’électrode et de fibre donnée, la fonction d’activation est ensuite appliquée aux fibres de la moelle épinière et 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 l’oïde géométrique de la région tridimensionnelle d’activation Pour déterminer l’amplitude de la stimulation, un contact de la sonde de la colonne de gauche est spécifié comme étant une cathode.

Dans une configuration monopolaire, l’amplitude de stimulation est ensuite augmentée de manière itérative jusqu’à ce que la première fibre soit activée. Il s’agit toujours d’une colonne dorsale. Fibre. Cette première activation est supposée corrélée à la première perception de paresthésie par un patient dans un cadre 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 de tous les 100 pas de direction commençant à 100 à zéro et allant de zéro à 100 sont calculés avec l’amplitude déterminée comme à l’étape précédente. La résolution moyenne du changement d’OID est la plage d’emplacement de l’OID divisée par les pas actuels.

Le modèle d’éléments finis suppose deux fils parallèles, placés à 2,6 millimètres l’un de l’autre de huit contacts chacun. Un dispositif à source unique qui fournit une seule source d’alimentation partagée pour tous les contacts peut cibler trois points centraux de stimulation. Lors du déplacement latéral du fluide de stimulation, cela correspond à une taille de pas d’un millimètre en moyenne avec une séparation de deux millimètres, un appareil avec une source d’alimentation dédiée pour chaque contact peut cibler 100 points centraux médialement latéralement dans la colonne dorsale.

Lors de la fractionnement du courant par incréments de 1 %, cela correspond à une taille de pas de 0,02 millimètre pour 1 % lors de la direction médiale latérale de la stimulation entre deux fils. Le modèle computationnel présenté ici prédit qu’un dispositif avec des sources de courant indépendantes pour chaque contact peut cibler plus de points centraux de stimulation dans la colonne dorsale qu’un système à source unique. En conséquence, la résolution d’ajustement du point central de stimulation est de 20 microns avec le système multi-sources et environ 50 fois plus grande de résolution par rapport aux systèmes à source unique, La capacité de diriger la raison de stimulation dans la colonne d’exécution avec une résolution élevée peut permettre une meilleure optimisation du chevauchement de la douleur de la procédure.

Chez les patients qui se trouvent chez un patient donné, la raison de l’activation chez ceux de couleur peut être ciblée pour 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 de dosage pendant la thérapie de stimulation de la moelle épinière.