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

本実験の全体的な目的は、脊髄刺激における多電極脊髄刺激システムのメディア側方電場ステア能力を評価することです。痛みを伴う身体部位において、刺激によって誘発される異常感覚を一致させることが、治療効果を得るための必須条件となります。患者の痛みパターンの多様性に対応するため、一般的な刺激構成として、硬膜外腔の背側に2本のリードを並行に配置する方法が用いられます。

この構造により、刺激の方向制御に柔軟性がもたらされ、電流を背側柱上で側方に移動させることで、より良好な疼痛緩和および感覚異常のオーバーラップを実現できます。刺激のステアラビリティ（方向制御性）の評価は、まずヒト脊髄の有限要素モデルを作成し、硬膜外脊髄刺激電極によって生成される電位分布を決定することで行われます。第二のステップとして、2種類の脊髄刺激システムから印加されるさまざまなカソード電流に対する背側柱内の電位を算出します。

各インプラント電極に専用の電流源を持つマルチソース方式と、単一の電流源が複数の電極に接続されているシングルソース方式があります。次に、これらの電位を用いて、各システムタイプにおける後索の予測活性化体積を算出します。各システムにおける神経線維動員の内外側解像度を比較した結果、マルチソースシステムはシングルソースシステムよりも後索のより中心的な刺激点を標的とすることができ、内外側ステアリングの平均ステアリングステップは、シングルソースシステムの1 mmに対し、マルチソースシステムでは20 µmであることが示されました。

50倍の改善が実現しました。後索の刺激領域を高解像度で中心化できる能力により、患者における異常感覚と痛みのオーバーラップをより適切に最適化できる可能性があります。単一ソースの手法よりもマルチソース刺激技術を使用する主な利点は、刺激電場を最終的に調整して、個々の患者の後索にある標的ニューロンを選択的に刺激できる点にあり、これは基本的に副作用を最小限に抑えつつ治療の可能性を最大限に高めるものです。

ここで定義する数学的モデルは、下部胸髄およびその周囲環境の有限要素モデル（FEM）です。このFEMモデルには、脊髄の白質および灰白質、脳脊髄液、硬膜、硬膜外腔組織、椎骨、および2本の円筒形マルチコンタクトリードが含まれます。各マルチコンタクトリードは、1 mmの間隔を空けて配置された絶縁性ポリマーによって隔てられた8つの円筒形白金イリジウム接点で構成されています。

脊髄刺激療法において、現在は8本のコンタクトリードが臨床的な標準と見なされています。8本のコンタクトの使用は、2本または4本しかコンタクトを持たなかった初期のデバイスから発展しました。研究により、コンタクト数が多いほど、それに伴い脊髄のカバー範囲が広くなるため、長期的に治療効果を維持する上でより堅牢であることが示唆されています。

非常に一般的な問題であるリードの移動に対処するため、リードは硬膜の背側に2.6 mmの間隔を空けて配置されています。簡略化のため、シミュレーションでは、リードのペアを脊髄の中線に対して対称に配置しています。

モデルにおいて、電極と脊髄背側の表面との間にある脳脊髄液層の厚さは3.2 millimetersと指定されています。モデルで使用された電気抵抗値を以下に示します。CSF、白質、および硬膜が最も低い抵抗率を示しています。

硬膜外脂肪と椎骨は高い抵抗値を持っています。ここに示しているのは、脊髄とマルチコンタクトリードのFEMモデルのメッシュです。電極の配置に近い領域に高密度メッシュを配し、体積全体で1億点以上のノードを用いてメッシュ化しています。ここでは、メッシュの高密度部分のみを表示しています。

メッシュはノード密度の異なるセクションに分割されています。コンタクト付近のノード間隔は300 microns以下です。絶縁材である硬膜および脊髄のノード間隔は750 microns以下です。

硬膜外腔のノード密度は3000 µm以下とし、椎骨のノード間隔は5,000 µm以下とします。脊髄形状の3Dモデルは、関連文献の特性を組み合わせて作成します。後索線維は、内側-外側方向に200 µm、背腹方向に100 µmの正方形格子状に配置し、脊髄の走行方向に沿って投影します。

リードをモデル内に配置した後、2つの並列コンタクトに電流を定義することで、2種類の刺激装置を実装します。単一ソースシステムでは、実装時に任意のコンタクトセットに接続可能な単一のカソードとアノードが存在します。このモデルでは、コンタクトの極性のみが定義されており、各コンタクトを流れる電流は、各極に接続されたコンタクトの数に依存します。

例えば、単一の接点がカソードに接続されている場合、その接点がカソード電流のすべてをシンクします。しかし、2つの接点がソースのカソード極に接続されている場合、電流はそれぞれ50%ずつ半分に分割されます。もちろん、数学的モデルではすべての接点のインピーダンスは同一であるとされていますが、これは臨床応用において一般的に当てはまることではありません。

これは、単一ソースシステムにおける各接点への電流供給が制御されていないことを意味します。本モデルの検討では、電流を供給するために3つの可能な方法を用いました。第1の方法では、最も左側のカソードが全電流を担い、第2の方法では、2つのカソードがそれぞれ電流の50%を供給し、第3の方法では、最も右側のカソードが全電流を担います。マルチソースシステムでは、各接点が独自の電流源を持つように定義されており、接点間での電流を1%刻みで制御することが可能です。

言い換えれば、2つの接点に供給される総電流が10 mAである場合、各接点への電流は、それぞれの接点を流れる電流の合計が10 mAになる限り、総電流の任意の割合に指定されます。例えば、左側の接点が6.8 mAを供給する場合、右側の接点は3.2 mAを供給することになります。このようにして、100通りの電流分担比がプログラムされています。

カソードは、神経刺激に関与する主要な電極です。カソード電極を活性化させると、電極に向かって電流が流れます。この電流は軸索に沿って流れるだけでなく、軸索の内部および軸索膜も通過します。ランヴィエ絞輪において、これらの電流は軸索中央部の脱分極と、軸索側方部の過分極を引き起こします。

脱分極および過分極をモデル化する数学的関数は、活性化関数（activating function）と呼ばれます。活性化関数は、膜電位の変化の近似値です。特定の電極および線維の幾何学的構成において、神経組織に細胞外刺激電流を印加すると、活性化関数が脊髄の後索線維に適用されます。

活性化領域は、神経線維の軌跡として定義されます。活性化関数が所定の閾値を超えるモデルにおいて、この活性化関数を用いて後索の活性化領域を予測します。刺激の中心点は、3次元の活性化領域の幾何学的重心として定義および算出されます。刺激振幅を決定するため、左側カラムリードの1つの電極をカソードとして指定します。

単極構成では、最初の線維が活性化されるまで刺激振幅を段階的に増加させます。これは常に後索線維となります。この最初の活性化は、臨床現場において患者が最初に感じる異常感覚（パレステジア）と相関するものと想定されます。

モデルにおいて、電流を最初のファイバーを活性化させるのに必要な電流の1.4倍まで増加させ、その結果得られる活性化領域のOIDを算出します。100から0へ、そして0から100へと変化する全100段階のステアリングステップについて、前ステップで決定した振幅を用いてOIDを計算します。OID変化の平均分解能は、OIDの位置範囲を電流ステップ数で除して求められます。

有限要素モデルでは、それぞれ8つの接点を持つ2本の並行するリードを2.6 mm間隔で配置することを想定しています。すべての接点に単一の共通電源を供給する単一ソースデバイスでは、3か所の中心刺激点を標的とすることができます。刺激部位を側方に移動させる場合、リード間隔が2 mmであれば平均して1 mmのステップサイズに対応します。一方、各接点に専用電源を備えたデバイスでは、後索において内側から外側まで100か所の中心点を標的とすることが可能です。

電流を1%刻みで分画する場合、2本のリード間で刺激を内側から外側へステアリングさせると、1%ステップあたり0.02 mmのステップサイズに相当します。本研究で提示する計算モデルでは、各接点に独立した電流源を持つデバイスは、単一電源システムよりも背柱のより中心的な刺激点を標的にできることが予測されています。その結果、マルチソースシステムでは刺激中心点の調整分解能が20 µmとなり、単一電源システムと比較して約50倍の分解能向上が得られます。背柱内で高い分解能をもって刺激をステアリングできる能力により、手技における疼痛オーバーラップのより優れた最適化が可能になると考えられます。

特定の患者において、有色人種の患者における活性化の理由は、副作用を最小限に抑えつつ、痛みの領域のカバー範囲を最大化することに重点が置かれる可能性があります。したがって、独立したソースからの分割電流を使用することで、脊髄刺激療法中にDoserカラム内の標的神経への刺激を正確にステアリングすることが可能になります。