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 orientabilità del campo laterale dei media di un sistema di stimolazione del midollo spinale multi-sorgente nella stimolazione del midollo spinale. La concordanza della parestesia indotta dalla stimolazione sulle regioni dolorose del corpo è una condizione necessaria per l'efficacia terapeutica. Poiché i modelli di dolore del paziente possono essere unici, una configurazione di stimolazione comune è il posizionamento di due elettrocateteri in parallelo nello spazio epidurale dorsale.

Questo costrutto fornisce flessibilità nella stimolazione dello sterzo, i mezzi correnti lateralmente sopra la colonna dorsale per ottenere un dolore migliore. Sovrapposizione di parestesi. La valutazione della guidabilità della stimolazione si ottiene creando prima un modello agli elementi finiti del midollo spinale umano per determinare i potenziali campi creati dagli elettrodi di stimolazione del midollo spinale epidurale Come secondo passo, i potenziali all'interno della colonna dorsale vengono calcolati per una varietà di correnti catodiche erogate da due tipi di sistemi di stimolazione del midollo spinale.

Multisource, in cui ogni contatto impiantato ha una sorgente di corrente dedicata e un'unica sorgente in cui è presente una sola sorgente di corrente collegata a più contatti. Successivamente, i potenziali vengono utilizzati per calcolare il volume previsto di attivazione nella colonna dorsale per ciascun tipo di sistema. Al fine di confrontare la risoluzione laterale media del reclutamento delle fibre in ciascun sistema, i risultati mostrano che il sistema multi-sorgente può mirare a più punti centrali di stimolazione nella colonna dorsale rispetto a un sistema a sorgente singola e il passo medio di sterzata per lo sterzo laterale dei media è di 20 micron per i sistemi multisorgente rispetto a un millimetro per i sistemi a sorgente singola.

Un miglioramento di 50 volte. La capacità di centrare le regioni di stimolazione nella colonna dorsale con un'alta risoluzione può consentire una migliore ottimizzazione della sovrapposizione del dolore parestesiologico nei pazienti. Il vantaggio principale dell'utilizzo della tecnica di stimolazione multisorgente rispetto a una tecnica a sorgente singola è che il campo di stimolazione può essere infine regolato per stimolare selettivamente il neurone bersaglio in quelle colonne di dose in ogni singolo paziente, il che sta fondamentalmente massimizzando le possibilità terapeutiche riducendo al minimo gli effetti collaterali.

Il modello matematico qui definito è un modello agli elementi finiti o FEM del midollo spinale toracico basso e del suo ambiente circostante. Il modello FEM include la sostanza bianca e grigia del midollo spinale, il liquido cerebrospinale, la dura, il tessuto spaziale epidurale, l'osso vertebrale e due elettrocateteri cilindrici multicontatto. Ogni cavo multicontatto è costituito da otto contatti cilindrici in platino iridio, separati da un millimetro di polimero isolante.

Gli otto elettrocateteri sono ora considerati lo standard clinico nella stimolazione del midollo spinale. L'uso di otto contatti si è evoluto dai dispositivi precedenti che avevano solo due o quattro contatti. Gli studi hanno suggerito che un numero maggiore di contatti e quindi una maggiore copertura del midollo spinale è più robusto nel mantenere la terapia nel tempo.

Di fronte alla migrazione degli elettrocateteri, un problema molto comune, gli elettrocateteri sono posizionati dorsalmente sopra la dura, separati da 2,6 millimetri. Per semplicità. Nella simulazione, le coppie di derivazioni sono 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 sono riportati i resistivi elettrici utilizzati nel modello. La sostanza bianca e la dura madre del liquido cerebrospinale hanno la resistività più bassa.

Il grasso epidurale e l'osso vertebrale hanno un'elevata resistività, qui è raffigurata la rete del modello FEM per il midollo spinale e l'elettrocatetere multicontatto. Il volume è collegato a oltre 100 milioni di nodi con una rete ad alta densità nella regione vicino a dove si trovano gli elettrodi. Qui vengono mostrate solo le parti ad alta densità della mesh.

La mesh è segmentata in sezioni a densità di nodo variabile. La separazione dei nodi vicino ai contatti è inferiore o uguale a 300 micron. La separazione dei nodi dell'isolante della dura madre e del midollo spinale è inferiore o uguale a 750 micron.

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

Una volta posizionati gli elettrocateteri all'interno del modello, vengono implementati due tipi di stimolatori definendo le correnti per due contatti paralleli. Per un sistema a sorgente singola, c'è un singolo catodo e anodo che può essere collegato a qualsiasi set di contatti quando implementato. Nel modello, viene definita solo la polarità di un contatto e la corrente attraverso qualsiasi contatto dipende dal numero di contatti collegati a qualsiasi 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, dividono la corrente a metà del 50% ciascuno. Naturalmente, nel modello matematico, l'impedenza di ogni contatto è identica, il che non è tipicamente vero nelle applicazioni cliniche.

Ciò implica che la consegna corrente a ciascun contatto in un unico sistema di origine non è controllata. Per le nostre indagini sui modelli, abbiamo utilizzato tre possibili metodi per fornire corrente Nel primo metodo. Il catodo più a sinistra ha tutta la corrente nel secondo, i due catodi forniscono ciascuno il 50% della corrente e nel terzo, il catodo più a destra eroga tutta la corrente Per il sistema multi-sorgente, ogni contatto è definito per avere la propria sorgente di corrente controllabile in variazioni di corrente incrementali dell'1% tra i contatti.

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

Il catodo è il contatto principale coinvolto nella stimolazione neurale. L'attivazione del contatto catartico provoca un flusso di corrente verso il contatto La corrente elettrica scorre lungo l'assone, ma anche attraverso l'interno dell'assone e attraverso la membrana dell'assone. Ai nodi di rvi, queste correnti portano alla depolarizzazione al centro dell'assone e all'iperpolarizzazione nelle parti laterali dell'assone.

La funzione matematica che modella la depolarizzazione e l'iperpolarizzazione è chiamata funzione attivante. La funzione attivante è un'approssimazione della variazione dei potenziali transmembrana. Quando la corrente stimolante extracellulare viene applicata ai tessuti neurali in un dato elettrodo e geometria delle fibre, la funzione attivante viene quindi applicata al midollo spinale, alle fibre della colonna dorsale.

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

In una configurazione monopolare, l'ampiezza della stimolazione viene quindi aumentata iterativamente fino all'attivazione della prima fibra. Questa è sempre una colonna dorsale. Fibra. Si presume che questa prima attivazione sia correlata alla prima percezione di parestesia da parte di un 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 di attivazione risultante. Gli OID di tutti i 100 passi di sterzata che partono da 100 a zero e vanno da zero a 100 vengono calcolati con l'ampiezza determinata come nel passaggio precedente. La risoluzione media della modifica OID è l'intervallo di posizione OID diviso per i passaggi correnti.

Il modello agli elementi finiti presuppone due conduttori paralleli, posti a 2,6 millimetri di distanza da otto contatti ciascuno. Un unico dispositivo 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 del passo di un millimetro in media con una separazione delle derivazioni di due millimetri, un dispositivo con una fonte di alimentazione dedicata per ogni contatto può mirare a 100 punti centrali medialmente lateralmente nella colonna dorsale.

Quando si fraziona la corrente con incrementi dell'1%, ciò corrisponde a una dimensione del passo di 0,02 millimetri per incrementi dell'1% quando si guida la stimolazione medialmente lateralmente tra i doppi conduttori. Il modello computazionale qui presentato prevede che un dispositivo con sorgenti di corrente indipendenti per ogni contatto possa mirare a più punti centrali di stimolazione nella colonna dorsale rispetto a un singolo sistema sorgente. Di conseguenza, la risoluzione di regolazione del punto centrale di stimolazione è di 20 micron con il sistema multi-sorgente e un aumento della risoluzione di circa 50 volte rispetto ai sistemi a sorgente singola, la capacità di guidare la ragione di stimolazione nella colonna dell'agente con un'alta risoluzione può consentire una migliore ottimizzazione della sovrapposizione del dolore della procedura.

Nei pazienti che si trovano in un dato paziente, il motivo dell'attivazione in quelli di colore può essere focalizzato per massimizzare la copertura dell'area dolorosa riducendo al minimo gli effetti collaterali. Pertanto, l'uso di una corrente frazionata da una sorgente indipendente consente di guidare con precisione la stimolazione sui nervi bersaglio nella colonna dosatrice durante la terapia di stimolazione del midollo spinale.