Colonna dorsale Manovrabilità con cavi in ​​parallelo a doppio utilizzando fonti di alimentazione dedicati: un modello computazionale

L'obiettivo generale del seguente esperimento è valutare la steerabilità del campo laterale mediale di un sistema di stimolazione del midollo spinale con più fonti nella stimolazione del midollo spinale. La concordanza della parestesia indotta dalla stimolazione con le regioni corporee dolenti rappresenta una condizione necessaria per l'efficacia terapeutica. Poiché i modelli di dolore del paziente possono essere unici, una configurazione comune di stimolazione prevede il posizionamento di due elettrocateteri in parallelo nello spazio epidurale dorsale.

Questo costrutto offre flessibilità nel guidare la stimolazione, spostando lateralmente la corrente nel midollo dorsale per ottenere un migliore sovrapposizione della parestesia. La valutazione della capacità di indirizzamento della stimolazione si ottiene innanzitutto creando un modello a elementi finiti del midollo spinale umano per determinare i campi elettrici generati dagli elettrodi di stimolazione midollare epidurale. Come secondo passaggio, i potenziali all'interno della colonna dorsale vengono calcolati per una serie di correnti catodiche erogate da due tipi diversi di sistemi di stimolazione del midollo spinale.

Sistema multirisorsa, in cui ogni contatto impiantato dispone di una propria sorgente di corrente, e sistema a singola sorgente, in cui esiste un'unica sorgente di corrente collegata a più contatti. Successivamente, i potenziali vengono utilizzati per calcolare il volume previsto di attivazione nel cordone posteriore per ciascun tipo di sistema. Per confrontare la risoluzione media-laterale nel reclutamento delle fibre in ciascun sistema, i risultati mostrano che il sistema multirisorsa può bersagliare punti di stimolazione più centrali nel cordone posteriore rispetto al sistema a singola sorgente e che il passo medio di deviazione per la stimolazione media-laterale è di 20 micrometri nei sistemi multirisorsa contro un millimetro nei sistemi a singola sorgente.

Un miglioramento di 50 volte. La capacità di centrare le regioni di stimolazione nella colonna dorsale con elevata risoluzione potrebbe consentire un migliore ottimizzazione della sovrapposizione tra parestesia e dolore nei pazienti. Il principale vantaggio dell'utilizzo della tecnica di stimolazione multisorgente rispetto alla tecnica a singola sorgente è che il campo di stimolazione può essere regolato in modo da stimolare selettivamente il neurone bersaglio nella colonna dorsale per ciascun paziente, massimizzando così l'efficacia terapeutica e minimizzando gli effetti collaterali.

Il modello matematico definito qui è un modello a elementi finiti o FEM del midollo spinale toracico inferiore e del suo ambiente circostante. Il modello FEM include la sostanza bianca e la sostanza grigia del midollo spinale, il liquido cerebrospinale, la dura madre, il tessuto dello spazio epidurale, l'osso vertebrale e due elettrodi cilindrici multiforati. Ogni elettrodo multiforato è composto da otto contatti cilindrici in platino-iridio, separati da tratti di un millimetro di polimero isolante.

Ora otto elettrodi di contatto sono considerati lo standard clinico nella stimolazione del midollo spinale. L'uso di otto contatti si è evoluto da dispositivi precedenti che avevano solo due o quattro contatti. Studi hanno suggerito che un numero maggiore di contatti, e quindi una maggiore estensione della copertura del midollo spinale, è più efficace nel mantenere la terapia nel tempo.

Di fronte alla migrazione delle elettrodi, un problema molto comune, gli elettrodi vengono posizionati dorsalmente sulla dura, distanziati di 2,6 millimetri. Per semplicità. Nella simulazione, coppie di elettrodi vengono posizionate simmetricamente rispetto alla linea mediana del midollo spinale.

Nel modello, lo spessore dello strato di liquido cerebrospinale tra i contatti e la superficie dorsale del midollo spinale è specificato in 3,2 millimetri. Qui di seguito sono indicati i valori di resistività elettrica utilizzati nel modello. Il liquido cerebrospinale, la sostanza bianca e la dura madre presentano la resistività più bassa.

Il grasso epidurale e l'osso vertebrale presentano un'elevata resistività; qui è mostrata la mesh del modello FEM per il midollo spinale e il catetere multipolare. Il volume è stato discretizzato con oltre 100 milioni di nodi, con una mesh ad alta densità nella regione prossimale ai punti in cui si trovano gli elettrodi. Sono mostrate soltanto le parti ad alta densità della mesh.

La mesh è suddivisa in sezioni con densità di nodi variabile. La distanza tra i nodi nelle zone vicine ai contatti è minore o uguale a 300 micron. La distanza tra i nodi dell'isolante dura e del midollo spinale è minore o uguale a 750 micron.

La densità dei nodi nello spazio epidurale è minore o uguale a 3000 micron, e la separazione dei nodi dell'osso vertebrale è minore o uguale a 5.000 micron. Il modello 3D della geometria del midollo spinale viene creato utilizzando una combinazione di caratteristiche tratte da fonti letterarie pertinenti. Le fibre della colonna dorsale sono posizionate su una griglia regolare di 200 micron in direzione mediale-laterale, 100 micron in direzione dorsale-ventrale e proiettate in direzione stro coddle.

Una volta posizionati i contatti all'interno del modello, vengono implementati due tipi di stimolatori definendo le correnti per due contatti paralleli. In un sistema a singola sorgente, esiste un singolo catodo e anodo che possono essere collegati a qualsiasi coppia di contatti quando implementati. Nel modello, viene definita soltanto la polarità di un contatto e la corrente attraverso ciascun contatto dipende dal numero di contatti collegati a ciascun polo.

Ad esempio, se un singolo contatto è collegato al catodo, tale contatto assorbe tutta la corrente del catodo. Tuttavia, se due contatti sono collegati al polo catodico della sorgente, allora la corrente viene divisa a metà, 50% ciascuno. Naturalmente, nel modello matematico, l'impedenza di ogni contatto è identica, il che in genere non corrisponde alla realtà nelle applicazioni cliniche.

Ciò implica che l'erogazione della corrente a ciascun contatto in un sistema con singola sorgente non è controllata. Per le nostre indagini mediante modello, abbiamo utilizzato tre possibili metodi per erogare la corrente: nel primo metodo, la catodo più a sinistra riceve tutta la corrente; nel secondo, i due catodi erogano ciascuno il 50% della corrente; nel terzo, il catodo più a destra eroga tutta la corrente. Per il sistema con più sorgenti, si definisce che ciascun contatto possiede la propria sorgente di corrente, regolabile in incrementi del 1% della corrente tra i contatti.

In altre parole, se la corrente totale erogata ai due contatti è di 10 milliampere, la corrente per ciascun contatto è definita come una frazione qualsiasi del totale, purché la somma delle correnti attraverso ciascun contatto sia pari a 10 milliampere. Ad esempio, se il contatto sinistro eroga 6,8 milliampere, il contatto destro erogherà 3,2 milliampere. Le 100 suddivisioni frazionarie della corrente sono programmate in questo modo.

La catodo è il contatto principale coinvolto nella stimolazione neurale. L'attivazione del contatto catodico provoca un flusso di corrente verso il contatto; la corrente elettrica scorre lungo l'assone, ma anche all'interno dell'assone e attraverso la membrana assonica. Ai nodi di Ranvier, queste correnti portano a una depolarizzazione nella parte centrale dell'assone e a un'iperpolarizzazione nelle regioni laterali dell'assone.

La funzione matematica che modella la depolarizzazione e l'iperpolarizzazione è chiamata funzione di attivazione. La funzione di attivazione è un'approssimazione della variazione dei potenziali transmembrana. Quando una corrente stimolante extracellulare viene applicata a tessuti neurali con una determinata geometria di elettrodo e fibra, la funzione di attivazione viene quindi applicata al midollo spinale e alle fibre della colonna dorsale.

La regione di attivazione è definita come il luogo geometrico delle fibre. Nel modello in cui la funzione di attivazione supera una soglia predeterminata, la funzione di attivazione viene utilizzata per prevedere le regioni di attivazione nelle colonne dorsali. Il punto centrale della stimolazione è definito e calcolato come il baricentro della regione tridimensionale di attivazione. Per determinare l'ampiezza della stimolazione, un contatto del filo della colonna sinistra è specificato come catodo.

In una configurazione monopolar, l'ampiezza della stimolazione viene quindi aumentata in modo iterativo fino all'attivazione della prima fibra. Questa è sempre una fibra del cordone dorsale. Si ritiene che questa prima attivazione corrisponda alla prima percezione di parestesia da parte del paziente in un contesto clinico.

Nel modello, la corrente viene quindi aumentata a 1,4 volte la corrente necessaria per attivare la prima fibra, e viene calcolato l'OID della regione risultante di attivazione. Vengono calcolati gli OID di tutti e 100 i passaggi di sterzata, partendo da 100 fino a zero e proseguendo da zero fino a 100, con l'ampiezza determinata come nel passaggio precedente. La risoluzione media della variazione dell'OID è data dal rapporto tra l'intervallo di posizione dell'OID e il numero di passaggi di corrente.

Il modello a elementi finiti prevede due elettrodi paralleli, posizionati a 2,6 millimetri di distanza, ciascuno con otto contatti. Un singolo dispositivo di stimolazione che fornisce un'unica fonte di alimentazione condivisa per tutti i contatti può mirare a tre punti centrali di stimolazione. Quando si sposta lateralmente il mezzo di stimolazione, ciò corrisponde a una dimensione media del passo di un millimetro con una separazione degli elettrodi di due millimetri; un dispositivo dotato di una fonte di alimentazione dedicata per ciascun contatto può mirare a 100 punti centrali in senso mediale e laterale nella colonna dorsale.

Quando si fraziona la corrente in incrementi dell'1%, ciò corrisponde a un passo di 0,02 millimetri per incrementi dell'1% durante la stimolazione direzionata in senso mediale-laterale tra due elettrodi. Il modello computazionale qui presentato prevede che un dispositivo dotato di sorgenti di corrente indipendenti per ciascun contatto possa mirare punti di stimolazione più centrali nella colonna dorsale rispetto a un sistema con singola sorgente. Di conseguenza, la risoluzione dell'aggiustamento del punto centrale di stimolazione è di 20 micron con il sistema a sorgenti multiple, con un aumento della risoluzione di circa 50 volte rispetto ai sistemi a singola sorgente. La capacità di dirigere la stimolazione nella colonna dorsale con elevata risoluzione potrebbe consentire un migliore ottimizzazione della sovrapposizione tra la procedura e il dolore.

In un paziente specifico, la ragione dell'attivazione in quelli di colore può essere focalizzata per massimizzare la copertura dell'area dolorante, minimizzando al contempo gli effetti collaterali. Pertanto, l'uso di una corrente frazionata proveniente da una fonte indipendente consente un indirizzamento preciso della stimolazione sui nervi bersaglio nella colonna Doser durante la terapia di stimolazione del midollo spinale.