専用電源を使用してデュアルパラレルのリードで脊柱の操縦：計算モデル

サマリー

脊髄刺激の数学的モデルを使用して、我々は（連絡先ごとに独立した電源を持つマルチソースシステムは背列に刺激のより多くの中心点（100対3）をターゲットにできることがわかったと50倍以上のフィールドステアリング分解能を持っています単一ソースのシステムより0.02ミリメートル対1ミリメートル）。

要約

の脊髄刺激（SCS）、痛みを伴う身体領域にわたって刺激誘発性異常感覚の一致は、治療効果のための必要条件である。患者の痛みのパターンは一意であることができるので、一般的な刺激の構成では、背側硬膜外腔に平行に2本のリード線の配置です。この構築物は、より痛みの感覚異常のオーバーラップを達成するために脊柱以上mediolaterally現在のステアリング刺激で柔軟性を提供します。正確な繊維径分布を持つ数学的モデルを使用して、我々は、デュアルパラレルの能力を研究したデュアル並列で隣接コンタクト間に刺激を操縦するためにリードを使用してつながる（1）単一のソースシステムを、そして（2）マルチソースシステム、各連絡先の電流源を捧げた。硬膜外に好位置デュアルパラレル（2 mmの分離）経皮的リード線の付いた低胸髄の容積導体モデルが最初に作成され、電界がANSYS、有限要素モデリングツールを用いて算出した。 10μMの繊維の活性化関数は、脊柱の神経線維で絞輪のノードに沿って細胞外電位の第二の違いとして計算した。アクティベーション（VOA）とVOAの中心点の体積は、活性化関数の所定のしきい値を用いて計算した。モデルは、単一のソース対デュアル8接触刺激のリード線上に専用の電源システムとフィールドのステアリングの結果を比較した。モデルは、マルチソースシステムは、単一のソースシステムよりも背の列に刺激のより多くの中心点をターゲットにすることができます（100対3）と中外側のステアリングの平均ステアリングステップは、マルチソースシステム対1 mmの0.02ミリメートルであることが予測単一のソースシステムのための、50倍に改善。高解像度と脊柱の中央の刺激の地域への能力は、患者の知覚異常、痛みのオーバーラップのよりよい最適化のためにできる可能性があります。

プロトコル

1。はじめに：

脊髄刺激、またはSCSは、臨床的に博士ノーマンシーリー、最初に慢性、難治性疼痛（シーリーら 、1967）の患者に対して救済を提供する試みで背側の列を介して刺激電極を移植するときに、1967年以降適用されている。 SCSは、脳の高次中枢（メルザック＆ウォールに痛みの信号の伝送に阻害し、または"ゲートを閉じる"ことができる、タッチと圧力の感覚を媒介する大規模な有髄求心性神経の活性化を仮説ゲートの理論、の臨床的な実装です。 、1965）。 SCSのための技術は、数十年にわたって改善されているより背の列を促進するため、より信頼性の刺激装置と進化しています。

これらの改善の鍵は、臨床的電気刺激に関連する脊髄の神経解剖学と神経生理学の増加理解してきました。この理解は、SCSの計算モデルによって進められてきた。ニューロンの計算モデルは、HodgkinとHuxleyの数学モデルが最初に（ホジキンとハクスリー、1952）に記載されて以来、神経刺激のための基本的なメカニズムを理解するために使用されています。神経活動は、細胞内の電流注入と、細胞外潜在的なフィールドとして印加される電界によって変調される。軸索の近くで細胞外電圧の変化が脱分極すると他の人が過分極する軸索の膜の一部の地域を引き起こす方法を定性的議論Ranck（Ranck、1975）。

SCSのための計算モデルは、当初コバーンとSin（コバーン、1980）によって開発されたものと大幅にStruijkとSCSの三次元場モデル（HolsheimerとStruijk、1988）のHolsheimerの開発から始まり、Holsheimerらが助長された。彼らの計算モデルは、脊髄後索線維（Struijk ら 、1992）のしきい値に関する解剖学的パラメータの効果を推定後根繊維（Struijk ら 、1993b）の励起の可能性のある位置を予測し、CSFの効果を分析臨床的検証と厚さ（Struijk ら、1993a。）（。彼ら 、1994; Holsheimer ら、1995a;。Holsheimerら、1994）。ルート繊維（Holsheimer らを介して脊髄後索線維の選択的刺激を好む、、、モデルは、コンタクトサイズと間隔（HolsheimerとWesselink、1997 HolsheimerとStruijk、1992）のための最適なパラメータを示唆し、刺激のリード設計の設計に大きく貢献。 1995b）。

2。方法：

数理モデルの定義

有限要素数学（FEM）モデルは、低胸髄およびその周囲の環境から作成されました。 FEMモデルは、脊髄白と灰白質、脳脊髄液、硬膜、硬膜外の空間組織、脊椎骨、および2つの円筒マルチコンタクトのリード線で構成されていました。各リードには、ポリマーを（非導電性のドメインを、1mmの長さ）絶縁の1mmの長さで区切られた8つの円筒状の白金イリジウム接点（導電性のドメインの3mm長さおよび1.25 mmの直径）、から成っていた。リード線は、脊髄の正中線の両側に硬膜上に、背側に配置、および対称、1ミリメートルれた。モデルでは、連絡先や脊髄の背側表面（dCSF）との間の脳脊髄液の層の"厚さ"が3.2ミリメートルであることが指定されています。モデルの形状は、図1Aに示されていると電気抵抗率を表に与えられて私は、文学（Holsheimer、2002; Wesselink ら 、1999）から主に来る値。ボリュームは、近くに、図1Bに示すように電極が配置されている場所までの領域における高密度メッシュで、100万人以上のノードとメッシュ化された。

図1。脊髄とマルチコンタクトのリードのためのFEMのメッシュの描写。 （A）成分とモデルの構造。 （B）モデルのメッシュを - 唯一の高密度の一部が表示されます。メッシュは、変数ノード密度のセクションに分割なった：連絡先（≤300μm以下）の近くに、絶縁体、硬膜と脊髄（≤750μmの）、硬膜外の空間（≤3000μM）、および脊椎骨（≤5000μM）。

表1抵抗FEMドメインの値（Holsheimer、2002;。Wesselinkら 、1999）。と変更は、（硬膜外の空間）の臨床データと一致する。

脊髄の形状（図2）関連文献の情報源からの機能の組み合わせを使用して作成されました。 。Struijk;。脊髄の断面は、（亀山ら 、1996亀山らから派生した、とStruijk らの後根（DR）軌道が採用されました。ら 、1993b）。背側カラム（DC）繊維がの規則的な格子（縦縞状方向と100um背腹方向の200um、図2Aを参照）に配置され、rostrocaudal方向に投影。それぞれのDRは、より小さい直径の二股"娘"繊維（図2B）に接続されている大径の"母"繊維としてモデル化されました。

図2。脊髄のモデルの構造。脊髄と脊髄後索線維の位置の（A）トランザクショナルビュー。 （B）背側根は、母の繊維と二股娘の繊維で構成されています。母の繊維の軌跡はStruijk 1993年からデジタル化した。脊髄とDR繊維の（C）三次元ビュー。

モデル調査

リード線がモデル内に配置された後は、刺激の2つのタイプは2つのパラレル接点に電流を定義することによって実装されました。 A.：単一のソースシステムの場合は、電流を供給する3つの方法があった一番左の接触はすべての電流を持っています。B.それぞれが現在の50％を提供する2つの接点、C.右端の接触はすべての電流を供給します。我々は、これが臨床応用に真である可能性が低いものの2つの接点のインピーダンスは、等しいと仮定されていることをここで注意してください。

マルチソースのシステムの場合は、各接点は接点間の百分の一の増分電流の変化で制御可能、独自の電流源を持つように定義されました。言い換えると、全電流は2つの接点に配信された場合に、各接触等しい10ミリアンペアを流れる電流の和である限り、各連絡先に電流が合計の端数に指定されたマルチソースシステムで、10mAです。例えば、一番左のお問い合わせは右端の接触はその後3.2ミリアンペアを実現するという6.8ミリアンペアを配信することがあります。マルチソースのシステムの場合は、小数が現在の分割100はこの方法でプログラムされた。

各システムにより背側のカラム内の活性化の領域を計算するには、活性化関数の解析を行った。活性化関数は、細胞外刺激電流が与えられた電極と繊維の形状のために神経組織に適用される膜電位の変化の近似値です。活性化の領域は、活性化関数（または軸索に沿って電圧の単に2番目の差）が所定の閾値（例えば0.1mV/mm2）を超えて、モデル内の繊維の軌跡として定義されていました。刺激の中心点は、活性化の3次元領域の幾何学的な重心として定義して算出した。

刺激の振幅を決定するために、2つの接点は、単極の構成（モデルの境界線から同等の電流密度で供給される電流ソース）のカソード（2つの接点が50％および50％負電位）であることが指定されました。刺激の振幅は、繰り返し活性化（これは常に脊柱の繊維だった）が観察された最初の繊維まで増加した。この最初の活性化は、臨床の現場で患者による知覚障害の最初の知覚に相関すると仮定した。モデルでは、現在は、1.4 *（MA第一繊維を活性化する）に増加したと活性化の結果としての領域の重心を計算した。すべてのステアリングのステップ（100:0〜0:100）の重心が前のステップで決定した振幅を計算した。重心変化の平均分解能は、現在のステップで割ると重心位置の範囲であった。

3。結果：

デュアルリード間mediolaterally刺激を操縦するときに、計算モデルは、連絡先ごとに独立した電流源を持つデバイスは、単一のソースシステム（100対3）より背の列への刺激のより多くの中心点をターゲットにできると予測している。その結果、刺激の中心点の調整の分解能は、マルチソースのシステムで30 UM、シングルソースのシステム（図3を参照）と比較して約50倍です。

図3計算モデルでは、次の予測が行われます。 A.デュアルリード構成：単極刺激とリードの間に2.0 mmの分離。 （2mmの鉛の分離と、平均で1 mmのステップサイズ）mediolaterally刺激をシフトするときにすべての連絡先の単一の共有電源を供給B.シングルソースのデバイスは、刺激の3つの中心点をターゲットにすることができます。 C：10％刻み（1％は0.02 mmのステップサイズでfractionalizing時に1％単位、または10の中央の点で現在のfractionalizing時連絡先ごとに専用の電源を持つデバイスは背側の列に横方向に100の中央のポイントをターゲットにすることができますステップと平均で10％ステップ）には0.2 mmである。

ディスカッション

高解像度と脊柱の中央の刺激の地域への能力は、患者の知覚異常、痛みのオーバーラップのよりよい最適化のためにできる可能性があります。つまり、特定の患者に、ある、背の列の活性化の領域は、痛みの領域のカバレッジを最大限に集中することができる一方、最小限の副作用（モーターや自律神経の望ましくない場所に感覚異常を生成または作成することが望ましくない繊維の刺激に起因する効果）。

材料