Name: 전용 전원을 사용하여 이중 병렬 리드와 도설 칼럼 Steerability : 전산 모델 (동영상) | JoVE Journal
Uploaded: 2011-02-10T18:00:00.000+00:00
Duration: 11 min 19 s
Description: 학습하세요 척수 자극 시스템의 전산 모델링을 통해 다중 전원 시스템의 조향 가능성을 평가하는 방법을. 유한 요소 모델링을 활용하여 단일 전원 대비 50배 향상된 해상도와 정밀한 자극 타겟팅을 검증합니다.

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이 연구는 보스턴 사이 언티픽의 Neuromodulation에 의해 투자되었다.

1. 소개 : 척수의 자극, 또는 SCS는 임상 박사 노먼 쉴리 먼저 만성, 다루기 힘든 고통 (쉴리 외., 1967) 환자에 대한 구호를 제공하기 위해 시도 등의 컬럼을 통해 자극 전극을 이식하면, 1967 년 이후 적용되었습니다. SCS는 "가까운 문"두뇌 높은 센터 (로 통증 신호의 전송에을 억제하거나, 수, 터치 및 압력 감각을 중재 대형 myelinated 수입 성의 신경의 활성화를 posits 게이트 이론의 임상 구현한 것입니다 Melzack &amp; 월 1965). SCS에 대한 기술은 수십 년 동안 개선이 더 지느러미 열 자극하기위한보다 안정적인 자극 장비와 진화하고 있습니다. 이러한 개선의 핵심은 임상 전기 자극과 관련된 척수의 neuroanatomy과 neurophysiology의 증가 이해되었습니다. 이 이해는 SCS의 전산 모델링에서 고급되었습니다. 뉴런의 전산 모델링은 호지킨과 헉슬리의 수학적 모델이 첫 번째 (호지킨 및 헉슬리 1952 년) 설명 이후 신경 자극을위한 기본 메커니즘을 이해하는 데 사용되었습니다. 신경 세포 활동은 현재 분사와 세포외 잠재적인 분야로 적용 전기 분야에 의해 변조된 수 있습니다. Ranck는 질적 축삭의 주변에있는 세포 전압 변화 (Ranck, 1975)을 축삭 막의 일부 영역 depolarize하고 다른 hyperpolarize시킬 방법을 논의했다. SCS에 대한 전산 모델은 초기 코번과 신 (코번, 1980)에 의해 개발되었으며 크게 Struijk 및 SCS의 3 차원 필드 모델 (Holsheimer 및 Struijk, 1988)의 Holsheimer 개발로 시작, Holsheimer 및 동료에 의해 furthered했다. 그들의 계산 모델, 등 부분의 열 섬유 (Struijk 외., 1992)의 임계값에 대한 해부 매개 변수의 효과를 예상 지느러미 루트 섬유 (Struijk 외., 1993b)에 여진의 가능성 위치를 예측하고, CSF의 효과를 분석 임상 검증 (.; Holsheimer 외, 1995a;.. Holsheimer 외, 1994 그는 외, 1994)와 두께 (Struijk 외, 1993a).. 루트 섬유 (Holsheimer 외 이상 등의 열 섬유의 특혜 자극을 선호하는,, 모델은 연락 크기와 간격 (Holsheimer 및 Wesselink, 1997 Holsheimer 및 Struijk, 1992)에 대한 최적의 파라미터를 제안, 자극 리드 디자인의 설계에 크게 공헌했습니다. 1995b). 2. 방법 : 수학 모델 정의 유한 요소 수학 (FEM) 모델은 낮은 흉부 척수와 그 주변 환경의 생성되었습니다. FEM 모델은 척수 흰색과 회색 물질, 뇌척수, 두라, 경막외 공간 조직, 척추 뼈, 두 개의 원통형 multicontact 리드로 구성되어. 각각의 리드는 폴리머 (비 지휘 도메인, 1mm 길이) 절연의 1mm 길이로 구분하여 여덟 원통형 백금 - 이리듐 연락처 (지휘 도메인, 3mm 길이와 1.25 mm 직경)로 구성되어. 리드는 두라 위에, dorsally 위치하고, 대칭, 1mm 척수의 정중선의 양쪽에 있었다. 모델에서 연락처와 척수의 지느러미 표면 (dCSF) 사이의 뇌척수 계층의 "두께"는 3.2mm로 지정되었습니다. 모델의 형상은 그림 1A에 그림이며 전기 resistivities가 테이블에 주어진 I, 문학 (Holsheimer, 2002.; Wesselink 외, 1999)에서 주로 오는 값. 볼륨은 가까운 그림 1B에 그림과 같이 전극이 위치한 곳으로 지역에서 고밀도 메쉬와 백만 이상의 노드와 meshed했다. <img src="/files/ftp_upload/2443/2443fig1.jpg" alt="그림 1"> 그림 1. 척수 및 multicontact 리드에 대한 FEM의 메쉬의 묘사. (A) 구성 요소 및 모델의 구조. (B) 모델 메쉬 - 전용 고밀도 부분은 표시됩니다. 메쉬는 변수 노드 밀도의 섹션으로 분할되었다 : 연락처 (≤ 300 μm의) 근처, 절연체, 두라 및 척수 (≤ 750 μm의), 경막외 공간 (≤ 3,000 μm의) 및 척추 뼈 (≤ 5,000 μm의). <img src="/files/ftp_upload/2443/2443table1.jpg" alt="표 1"> 표 1 저항의 FEM 도메인의 가치 (Holsheimer, 2002;. Wesselink 외, 1999). 그리고 수정 (경막외 공간) 임상 데이터를 일치시킵니다. 척수의 기하학 (그림 2) 관련 문헌 소스의 기능의 조합을 사용하여 만들었습니다. . Struijk;. 탯줄의 단면은 (카메 야마 외, 1996 가메 야마 외에서 파생되었고, Struijk 외의 지느러미 루트 (DR) 궤도가 채택되었습니다.외., 1993b). 도설 열 (DC) 섬유의 일반적인 격자 (매니 퓰 레이터 방향과 100um dorsoventral 방향 200um, 그림 2A 참조)에 게재되었으며 rostrocaudal 방향으로 예상. 각 DR은 작은 직경 (그림 2B)의 bifurcated '딸'섬유에 연결된 큰 직경이 '어머니'섬유로 모델링되었다. <img src="/files/ftp_upload/2443/2443fig2.jpg" alt="그림 2"> 그림 2. 척수 모델의 구조. 척수와 지느러미 열 섬유의 위치 (A) 트랜잭션 볼 수 있습니다. (B) 도설 뿌리는 어머니의 섬유 및 bifurcated 딸 섬유로 구성되어 있습니다. 어머니 섬유의 궤도는 Struijk 1993 년부터 디지털되었다. 척수 및 DR 섬유의 (C) 입체 볼 수 있습니다. 모델 조사 리드가 모델 내에 위치했다되면, stimulators의 두 가지 유형은 두 개의 병렬 연락처 전류를 정의하여 구현되었다. 단일 소스 시스템, 현재 제공하는 세 가지 방법이있다 : A. B.; 왼쪽 연락처는 모든 현재가 C., 두 연락처 각각은 현재의 50 %를 제공 가장 오른쪽 연락처는 모든 전류를 제공합니다. 우리는이 임상 응용 프로그램에 사실 가능성에도 불구하고 두 접점의 임피던스가, 평등한 가정입니다 여기에 있습니다. multisource 시스템은 각 연락처가 연락처 간의 1퍼센트 증분 현재 변경 제어 자체 전류 소스를 가지고 정의했다. 즉, 두 개의 연락처로 전달 총 전류는 multisource 시스템, 10mA 경우 각 연락처 현재는 너무 오래 각 연락처 동등한 10mA를 통해 전류의 합계로, 전체의 일부분으로 지정되었습니다. 예를 들어, 왼쪽 담당자는 가장 오른쪽 접촉 후 3.2 mA를 제공 것이 6.8 mA를 제공 할 수도 있습니다. 현재이 방법으로 프로그램 된의 multisource 시스템, 100 부분은 분할합니다. 각 시스템에 의해 등의 컬럼 내에서 활성의 영역을 계산하려면, 활성화 기능 분석이 수행되었다. 활성화 함수는 세포외 자극 전류가 주어진 전극과 섬유 도형에 대한 신경 조직에 적용되는 transmembrane 잠재력의 변화의 근사치입니다. 활성화 영역은 활성화 함수 (또는 축삭을 따라 전압의 차이가 단순히 초) 미리 정해진 임계값 (예 : 0.1mV/mm2)를 초과 모델에서 섬유의 로커스로 정의했다. 자극의 중앙 지점이 활성화의 3 차원 영역의 기하학적 중심으로 정의하고 계산되었다. 자극의 진폭을 확인하려면, 두 개의 연락처는 monopolar 구성에서 cathodes (50 % 두 연락처 50 % 부정적인 가능성) (모델 테두리에서 동일한 전류 밀도와 함께 제공되는 전류 공급)으로 지정되었다. 활성화된 최초의 섬유가 (이것은 항상 등의 칼럼 섬유되었습니다) 관찰되기 전까지는 자극의 진폭은 다음 반복 증가했다. 이 첫 번째 인증은 임상 환경에서 환자의 paresthesia 첫 인식 상관 관계를 규정하는 가정했다. 모델에서 전류는 다음 1.4 * (mA 먼저 섬유를 활성화하기 위해)로 증가했고 활성화의 결과로 지역의 중심이 계산되었다. 모든 스티어링 단계 (100:0로 0:100)의 Centroids는 이전 단계에서 결정 진폭과 함께 계산되었습니다. 중심 변화의 평균 해상도가 현재 단계로 나눈 중심 위치 범위되었다. 3. 결과 : 듀얼 리드 사이 mediolaterally 자극 핸들이 때, 계산 모델은 각 연락처에 대해 독립적인 전류 소스 장치가 하나의 소스 시스템 (100 대 3)보다 등의 열을 자극보다 중앙 지점을 대상 수 있다고 예측했다. 이 결과, 자극의 중심 지점의 조정의 해상도가 multisource 시스템 30 음, 단일 소스 시스템 (그림 3 참조)에 비해 약 50 배 증가합니다. <img src="/files/ftp_upload/2443/2443fig3.jpg" alt="그림 3"> 그림 3. 컴퓨팅 모델은 다음과 같은 예측을합니다. A. 듀얼 리드 구성 : monopole의 자극과 연결 사이에 2.0 mm 분리. (2mm 리드 분리와 평균 1mm의 스텝 크기) mediolaterally 자극을 이동하면 모든 연락처에 대해 하나의 공유 전원을 제공 B. 단일 소스 장치는 자극 세 중앙 지점을 타겟팅할 수 있습니다. C : 1 % 증가, 또는 10 중앙 지점에서 현재 fractionalizing 때 10 % 증가 (1 %에 0.02 mm의 단계 크기 fractionalizing 때 각 연락처 등의 열에 옆으로 100 중앙 포인트를 타겟팅할 수 전용 전원과 장치 단계 평균 10 %의 단계 0.2 mm).

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저자는 보스턴 사이 언티픽의 Neuromodulation 직원입니다.

고해상도로 등의 열에 센터 자극 영역 능력은 환자 paresthesia - 통증의 중복의 더 나은 최적화를 위해 허용할 수 있습니다. 그것이 주어진 환자에이고, 등 부분의 열에 활성화의 지역은 고통 영역의 범위를 최대화하기 위해 초점을 맞추고있을 수 있습니다 반면 최소화 부작용 (모터 또는 자율을 undesireable 장소에 paresthesia를 생성하거나 만들 수 있습니다 바람직하지 않은 섬유의 자극에 의​​한 효과).

<ul><li> 신경 세포 ( <a href="http://www.neuron.yale.edu">http://www.neuron.yale.edu</a> ) </li><li> ANSYS (캐논 즈 버그, PA, <a href="http://www.ansys.com">http://www.ansys.com</a> ) </li><li> Matlab (내틱, MA, <a href="http://www.mathworks.com">http://www.mathworks.com</a> ) </li></ul>

전용 전원을 사용하여 이중 병렬 리드와 도설 칼럼 steerability : 전산 모델

Dorsal Column Steerability with Dual Parallel Leads using Dedicated Power Sources:  A Computational Model

에서 척수의 자극 (SCS), 고통스러운 신체 영역을 통해 자극 유발 paresthesia의 일치는 치료 효능에 대해 절대 필요 조건이다. 환자 통증 패턴이 고유 수 있기 때문에 일반적인 자극 구성 등의 경막외 공간에 나란히 두 개의 리드의 위치입니다. 이 구조는 mediolaterally 더 고통 - paresthesia의 중복을 달성하기 등의 컬럼을 통해 자극 현재 핸들의 유연성을 제공합니다. 정확한 섬유 직경 분포와 수학적 모델을 사용하여, 우리는 이중 병렬의 능력을 연구하는 것은 이중 병렬에 인접한 연락처 사이의 자극을 조종할 연결하면 함께 (1) 단일 소스 시스템을 사용하여 리드하고, (2) 다중 소스 시스템 각 연락처에 대해 현재의 소스를 바쳤다. epidurally 위치를 이중 병렬로 낮은 흉부 척수의 볼륨 도체 모델 (2mm 분리) percutaneous 리드가 처음 만들어진, 그리고 전기장은 ANSYS, 유한 요소 모델링 도구를 사용하여 계산되었다. 10 음 섬유에 대한 활성화 함수는 등의 열에있는 신경 섬유 Ranvier의 노드 따라 세포 잠재력의 두 번째 차이로 계산되었다. 활성화 (VOA)와 소리의 중앙 지점의 볼륨은 활성화 함수의 미리 결정된 임계값을 사용하여 계산되었다. 모델은 듀얼 8 연락처 자극 리드에 전용 전원 시스템 대비 단일 소스와 함께 현장 조정 결과를 비교했다. 모델은 다중 소스 시스템이 단일 소스 시스템 (100 대 3) 및 매니 퓰 레이터 핸들에 대한 의미 조향 단계보다 등의 열을 자극보다 중앙 지점을 대상 수 있다고 예측하는 것은 멀티 소스 시스템 VS 1mm에 대한 0.02 mm입니다 단일 소스 시스템, 50 배 향상. 고해상도로 등의 열에 센터 자극 영역 능력은 환자 paresthesia - 통증의 중복의 더 나은 최적화를 위해 허용할 수 있습니다.

척수의 자극의 수학적 모델을 사용하여, 우리는 (각 연락처에 대해 독립 전원을 가진 멀티 소스 시스템 등의 열을 자극보다 중앙 지점 (100 VS 3) 대상 수있는 발견 및 50 배 더 많은 필드 스티어링 해상도를 가지고 단일 소스 시스템보다 0.02mm VS 1mm).

전용 전원을 사용하여 이중 병렬 리드와 도설 칼럼 Steerability : 전산 모델

척수 자극술(SCS)에서, 통증이 있는 신체 부위와 자극으로 유도된 이상감각(paresthesia)의 일치 여부는 치료 효과를 위한 필수 조건입니다...

다음 실험의 전반적인 목표는 척수 자극 시 다중 소스 척수 자극 시스템의 매체 측방 필드 조향 능력을 평가하는 것입니다. 통증이 있는 신체 부위에 자극으로 유도된 이상 감각이 일치하는 것은 치료 효능을 위한 필수 조건입니다. 환자의 통증 패턴은 제각기 다를 수 있으므로, 일반적인 자극 설정은 척수 경막 외 공간에 두 개의 리드를 평행하게 배치하는 것입니다.이 구조는 자극 조향의 유연성을 제공하여, 통증 완화를 위한 더 나은 감각 이상 중첩을 달성하기 위해 전류 매질을 등쪽 기둥 위로 측면으로 유도합니다. 자극 조향성을 평가하기 위해, 먼저 인간 척수의 유한 요소 모델을 생성하여 경막외 척수 자극 전극에 의해 생성되는 전위장을 결정합니다. 두 번째 단계로, 두 가지 유형의 척수 자극 시스템에서 전달되는 다양한 음극 전류에 대해 등쪽 기둥 내의 전위를 계산합니다.각각의 이식된 전극 접점에 전용 전류원이 할당된 다중 소스(multisource) 방식과, 하나의 전류원이 여러 전극 접점에 연결된 단일 소스(single source) 방식이 있습니다. 다음으로, 각 시스템 유형에 대해 후주(dorsal column) 내에서 예측되는 활성화 부피를 계산하는 데 전위가 사용됩니다. 각 시스템의 신경 섬유 모집에 대한 내외측 해상도를 비교하기 위해 결과를 확인한 결과, 다중 소스 시스템이 단일 소스 시스템보다 후주의 더 중심적인 지점을 자극할 수 있으며, 내외측 스티어링의 평균 스티어링 단계는 단일 소스 시스템의 1mm에 비해 다중 소스 시스템의 경우 20µm인 것으로 나타났습니다.50배의 개선이 이루어졌습니다. 고해상도로 후주(dorsal column) 내의 자극 영역을 중앙에 배치하는 능력은 환자의 이상감각 및 통증 중첩을 더 효과적으로 최적화할 수 있게 합니다. 단일 소스 기법보다 다중 소스 자극 기법을 사용하는 주요 장점은 자극 영역을 최종적으로 조정하여 각 개별 환자의 후주에 있는 표적 뉴런을 선택적으로 자극할 수 있다는 점이며, 이는 기본적으로 부작용을 최소화하면서 치료 가능성을 극대화하는 것입니다.여기서 정의된 수학적 모델은 하부 흉수 및 그 주변 환경의 유한 요소 모델(finite element model, FEM)입니다. 이 FEM 모델은 척수의 백질과 회색질, 뇌척수액, 경막, 경막외 공간 조직, 척추뼈, 그리고 두 개의 원통형 다중 접점 리드를 포함합니다. 각 다중 접점 리드는 1mm 길이의 절연 폴리머로 분리된 8개의 원통형 백금-이리듐 접점으로 구성됩니다.현재 척수 자극술의 임상 표준으로는 8개의 접촉 전극 리드가 고려됩니다. 8개 접촉 전극의 사용은 2개 또는 4개의 접촉 전극만 있었던 초기 장치들로부터 발전되었습니다. 여러 연구에 따르면, 더 많은 수의 접촉 전극을 사용하여 척수 피복 범위를 넓히는 것이 시간이 지남에 따라 치료 효과를 유지하는 데 더 효율적인 것으로 나타났습니다.매우 흔한 문제인 리드 이동(lead migration)에 대비하여, 리드들은 경막(dura) 상단 등쪽에 2.6 밀리미터 간격으로 배치합니다. 이는 단순화를 위해서입니다. 시뮬레이션에서는 리드 쌍이 척수 정중선에 대해 대칭으로 배치됩니다.모델에서 접점과 척수 배측 표면 사이의 뇌척수액 층 두께는 3.2 millimeters로 지정되었습니다. 모델에 사용된 전기 저항값은 여기에 제시되어 있습니다. CSF, 백질 및 경막의 비저항이 가장 낮습니다.경막외 지방과 척추 뼈는 높은 저항성을 가지고 있으며, 여기에 척수와 다중 접점 리드에 대한 FEM 모델의 메쉬가 묘사되어 있습니다. 전극이 위치한 주변 영역에 고밀도 메쉬를 적용하여 전체 부피를 1억 개 이상의 노드로 메싱하였습니다. 여기에는 메쉬의 고밀도 부분만 표시되었습니다.메쉬는 노드 밀도가 가변적인 섹션으로 분할됩니다. 접점 근처의 노드 간격은 300 microns 이하입니다. 절연 경막 및 척수의 노드 간격은 750 microns 이하입니다.경막외 공간의 노드 밀도는 3000 µm 이하이며, 척추뼈의 노드 간격은 5,000 µm 이하입니다. 척수 기하학의 3D 모델은 관련 문헌의 특징들을 조합하여 생성되었습니다. 후주 섬유는 내측-외측 방향으로 200 µm, 등측-배측 방향으로 100 µm의 정규 격자에 배치되었으며 척수 방향으로 투영되었습니다.리드가 모델 내에 배치되면, 두 개의 병렬 접점에 대한 전류를 정의하여 두 가지 유형의 자극기를 구현합니다. 단일 소스 시스템의 경우, 구현 시 임의의 접점 세트에 연결할 수 있는 단일 음극과 양극이 존재합니다. 모델에서는 접점의 극성만 정의되며, 각 접점을 통해 흐르는 전류는 각 극에 연결된 접점의 수에 따라 달라집니다.예를 들어, 단일 접점이 음극에 연결된 경우 해당 접점이 모든 음극 전류를 흡수합니다. 하지만 두 개의 접점이 소스의 음극 극에 연결되면, 각 접점이 전류를 50%씩 절반으로 나눕니다. 물론 수학적 모델에서는 모든 접점의 임피던스가 동일한 것으로 설정되나, 이는 일반적인 임상 적용 사례에서는 성립하지 않습니다.이는 단일 소스 시스템에서 각 접점으로 공급되는 전류가 제어되지 않음을 의미합니다. 모델 연구를 위해 전류를 공급하는 세 가지 가능한 방법을 사용했습니다. 첫 번째 방법에서는 가장 왼쪽의 캐소드가 모든 전류를 공급하고, 두 번째 방법에서는 두 캐소드가 각각 전류의 50%를 공급하며, 세 번째 방법에서는 가장 오른쪽의 캐소드가 모든 전류를 공급합니다. 다중 소스 시스템의 경우, 각 접점은 접점 간에 1%씩 증분 제어가 가능한 개별 전류원을 갖는 것으로 정의됩니다.다시 말해, 두 접점에 전달되는 총 전류가 10 mA인 경우, 각 접점에 흐르는 전류는 각 접점을 통해 흐르는 전류의 합이 10 mA가 되는 한 총 전류의 어떤 분율로든 지정될 수 있습니다. 예를 들어, 왼쪽 접점이 6.8 mA를 전달하면 오른쪽 접점은 3.2 mA를 전달하게 됩니다. 100가지의 전류 분할 비율이 이러한 방식으로 프로그래밍됩니다.음극(cathode)은 신경 자극에 관여하는 주요 접점입니다. 음극 접점이 활성화되면 해당 접점을 향해 전류가 흐르게 되며, 이 전기 전류는 축삭을 따라 흐를 뿐만 아니라 축삭 내부와 축삭막을 통해서도 흐릅니다. 란비에 결절(nodes of Ranvier)에서 이러한 전류는 축삭 중앙의 탈분극과 축삭 측면의 과분극을 유도합니다.탈분극과 과분극을 모델링하는 수학적 함수를 활성화 함수라고 합니다. 활성화 함수는 막전위 변화의 근사치입니다. 주어진 전극 및 신경 섬유 기하학 구조에서 신경 조직에 세포외 자극 전류가 인가되면, 활성화 함수가 척수의 후주 섬유에 적용됩니다.활성 영역은 섬유의 궤적으로 정의됩니다. 활성 함수가 미리 정해진 임계값을 초과하는 모델에서, 활성 함수는 후주(dorsal columns)의 활성 영역을 예측하는 데 사용됩니다. 자극의 중심점은 3차원 활성 영역의 기하학적 중심(centroid)으로 정의하고 계산합니다. 자극 진폭을 결정하기 위해, 좌측 컬럼 리드의 접점 중 하나를 음극으로 지정합니다.단극 설정에서, 첫 번째 신경 섬유가 활성화될 때까지 자극 진폭을 반복적으로 증가시킵니다. 이는 항상 dorsal column fiber입니다. 이 첫 번째 활성화는 임상 환경에서 환자가 처음으로 느끼는 이상감각(paresthesia)과 상관관계가 있는 것으로 간주됩니다.모델에서 전류를 첫 번째 섬유를 활성화하는 데 필요한 전류의 1.4배로 증가시킨 후, 결과로 나타나는 활성화 영역의 OID를 계산합니다. 이전 단계에서 결정된 진폭을 사용하여 100에서 0으로, 그리고 다시 0에서 100으로 진행되는 총 100단계의 조향 단계에 대한 OID를 산출합니다. OID 변화의 평균 해상도는 OID 위치 범위를 전류 단계 수로 나눈 값입니다.유한 요소 모델은 2.6 mm 간격으로 배치된 8개의 접점을 가진 두 개의 평행 리드를 가정합니다. 모든 접점에 단일 공유 전원을 제공하는 단일 소스 장치는 세 개의 중앙 자극 지점을 대상으로 할 수 있습니다. 자극 매체를 측방으로 이동할 때, 리드 간격이 2 mm인 경우 평균 1 mm의 단계 크기에 해당하며, 각 접점마다 전용 전원을 갖춘 장치는 배측주(dorsal column)에서 내측에서 외측으로 100개의 중앙 지점을 대상으로 할 수 있습니다.전류를 1%씩 세분화할 때, 두 리드 사이에서 자극을 내측에서 외측으로 조절하는 경우 1% 단계는 0.02밀리미터의 단계 크기에 해당합니다. 여기서 제시된 계산 모델은 각 접점마다 독립적인 전류원을 갖춘 장치가 단일 소스 시스템보다 배측 기둥(dorsal column)의 더 중심적인 자극 지점을 타겟팅할 수 있음을 예측합니다. 그 결과, 다중 소스 시스템을 통한 자극 중심점의 조정 해상도는 20마이크론이며, 이는 단일 소스 시스템에 비해 해상도가 약 50배 증가한 것입니다. 배측 기둥에서 높은 해상도로 자극을 조절하는 능력은 통증 중첩 절차의 최적화를 더욱 개선할 수 있게 할 것입니다.특정 환자의 경우, 유색인종에서의 활성화 이유는 부작용을 최소화하면서 통증 부위의 커버리지를 최대화하는 데 집중될 수 있습니다. 따라서 독립된 소스로부터 분할된 전류를 사용하면 척수 자극 치료 중에 Doser column 내의 표적 신경으로 자극을 정밀하게 유도할 수 있습니다.

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Research

연구

JoVE Journal

Medicine

의학

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