Dorsale kolom stuurbaarheid met Dual Parallel Leads met behulp van Dedicated Stroombronnen: een rekenmodel

Het algemene doel van het volgende experiment is om de stuurbaarheid van het mediale laterale veld van een multi-source ruggenmergstimulatiesysteem bij ruggenmergstimulatie te beoordelen. Overeenstemming van de door stimulatie opgewekte paresthesie over pijnlijke lichaamsregio's is een noodzakelijke voorwaarde voor therapeutische effectiviteit. Aangezien pijnpatronen bij patiënten uniek kunnen zijn, is een veelgebruikte stimulatieconfiguratie de plaatsing van twee elektroden parallel in de dorsale epidurale ruimte.

Deze constructie biedt flexibiliteit bij het sturen van de stimulatie, waarbij stroommedia zijdelings over de dorsale kolom worden geleid om een betere overlap van de paresthesie bij pijn te bereiken. Het beoordelen van de stuurbaarheid van de stimulatie wordt gerealiseerd door eerst een eindig-elementenmodel van het menselijk ruggenmerg te maken om de potentiaalvelden te bepalen die worden gecreëerd door epidurale ruggenmergstimulatie-elektroden. Als tweede stap worden de potentialen binnen de dorsale kolom berekend voor een verscheidenheid aan kathodische stromen die worden afgegeven door twee typen ruggenmergstimulatiesystemen.

Multisource, waarbij elk geïmplanteerd contact een eigen stroombron heeft, en single source, waarbij er slechts één stroombron is die verbonden is met meerdere contacten. Vervolgens worden de potentialen gebruikt om het voorspelde activatievolume in de achterstreng voor elk systeemtype te berekenen. Om de mediolaterale resolutie van vezverrekrutering in elk systeem te vergelijken, tonen de resultaten aan dat het multisource-systeem meer centrale stimulatiepunten in de achterstreng kan targeten dan een single source-systeem, en dat de gemiddelde steering-stap voor mediolaterale steering 20 microns is voor multisource-systemen tegenover één millimeter voor single source-systemen.

Een 50-voudige verbetering. De mogelijkheid om stimulatieregio's in de dorsale kolom met een hoge resolutie te centreren, kan leiden tot een betere optimalisatie van de overlap tussen paresthesie en pijn bij patiënten. Het belangrijkste voordeel van het gebruik van een multisource-stimulatietechniek ten opzichte van een single-source-techniek is dat het stimulatieveld uiteindelijk kan worden aangepast om selectief het doelneuron in die dorsale kolom bij elke individuele patiënt te stimuleren, wat in feite de therapeutische mogelijkheden maximaliseert terwijl bijwerkingen worden geminimaliseerd.

Het hier gedefinieerde wiskundige model is een eindig-elementenmodel of FEM van het lage thoracale ruggenmerg en de omliggende omgeving. Het FEM-model omvat de witte en grijze stof van het ruggenmerg, hersenruggenvloeistof, dura, weefsel van de epidurale ruimte, wervelbeen en twee cilindrische multi-contactelektroden. Elke multi-contactelektrode bestaat uit acht cilindrische platina-iridiumcontacten, gescheiden door isolerende polymeersegmenten van één millimeter.

Acht contactelektroden worden nu beschouwd als de klinische standaard bij ruggenmergstimulatie. Het gebruik van acht contacten is voortgevloeid uit eerdere apparaten die slechts twee of vier contacten hadden. Studies hebben gesuggereerd dat een groter aantal contacten en daarmee een grotere dekking van het ruggenmerg robuuster is voor het in stand houden van de therapie over een langere periode.

Vanwege leadmigratie, een zeer veelvoorkomend probleem, zijn de leads dorsaal bovenop de dura geplaatst met een onderlinge afstand van 2,6 millimeter. Ter vereenvoudiging zijn in de simulatie paren leads symmetrisch ten opzichte van de middellijn van het ruggenmerg gepositioneerd.

In het model is de dikte van de laag cerebrospinale vloeistof tussen de contacten en het dorsale oppervlak van het ruggenmerg vastgesteld op 3,2 millimeter. De elektrische resistiviteit die in het model is gebruikt, wordt hier weergegeven. De CSF, witte stof en dura hebben de laagste resistiviteit.

Het epiduraal vet en het wervelbot hebben een hoge resistiviteit; hier is het mesh van het FEM-model voor het ruggenmerg en de multi-contact lead afgebeeld. Het volume is gemesht met meer dan 100 miljoen knooppunten, met een mesh met hoge dichtheid in de regio dicht bij de locatie van de elektroden. Alleen de delen van het mesh met een hoge dichtheid worden hier getoond.

Het raster is onderverdeeld in secties met een variabele knoopendichtheid. De afstand tussen de knopen nabij de contacten is kleiner dan of gelijk aan 300 microns. De knoopafstand van de isolerende dura en het ruggenmerg is kleiner dan of gelijk aan 750 microns.

De knoopdichtheid van de epidurale ruimte is kleiner dan of gelijk aan 3000 microns, en de knoopafstand van het wervelbeen is kleiner dan of gelijk aan 5 000 microns. Het 3D-model van de geometrie van het ruggenmerg is gemaakt op basis van een combinatie van kenmerken uit relevante literatuurbronnen. Vezels van de achterstreng zijn geplaatst op een regelmatig rooster van 200 microns in de media-laterale richting, 100 microns in de dorso-ventrale richting en geprojecteerd in de richting van het ruggenmerg.

Zodra de elektroden in het model zijn geplaatst, worden twee typen stimulatoren geïmplementeerd door de stromingen voor twee parallelle contactpunten te definiëren. Voor een systeem met een enkele bron is er één kathode en anode die bij implementatie aan elke set contactpunten kunnen worden verbonden. In het model wordt alleen de polariteit van een contactpunt gedefinieerd en is de stroom door elk contactpunt afhankelijk van het aantal contactpunten dat met een pool is verbonden.

Wanneer bijvoorbeeld een enkel contact is verbonden met de kathode, absorbeert dat contact de gehele kathodestroom. Als er echter twee contacten zijn verbonden met de kathodepool van de bron, wordt de stroom tussen beide verdeeld in twee gelijke delen van 50% elk. In het wiskundige model is de impedantie van elk contact uiteraard identiek, wat in de klinische praktijk doorgaans niet het geval is.

Dit impliceert dat de stroomtoevoer naar elk contact in een enkelvoudig bronsysteem niet wordt gecontroleerd. Voor onze modelonderzoeken hebben we drie mogelijke methoden gebruikt om stroom toe te voeren. In de eerste methode ontvangt de meest linkse kathode alle stroom, in de tweede methode levert elke kathode 50% van de stroom, en in de derde methode levert de meest rechtse kathode alle stroom. Voor het multi-bronsysteem is elk contact gedefinieerd met een eigen stroombron die regelbaar is in stroomstappen van 1% tussen de contacten.

Met andere woorden, als de totale stroom die aan de twee contacten wordt geleverd 10 milliampère is, wordt de stroom naar elk contact gespecificeerd als elke fractie van het totaal, zolang de som van de stromen door elk contact gelijk is aan 10 milliampère. Als het linkercontact bijvoorbeeld 6,8 milliampère levert, zou het rechtercontact dan 3,2 milliampère leveren. De 100 fractionele verdelingen van de stroom zijn op deze manier geprogrammeerd.

De kathode is het primaire contact dat betrokken is bij neurale stimulatie. Activering van het kathodische contact veroorzaakt een stroom die naar het contact vloeit; de elektrische stroom loopt langs het axon, maar ook door de binnenkant van het axon en door het axonmembraan. Bij de knopen van Ranvier leiden deze stromen tot depolarisatie in het midden van het axon en hyperpolarisatie bij de laterale delen van het axon.

De wiskundige functie die de depolarisatie en hyperpolarisatie modelleert, wordt de activeringsfunctie genoemd. De activeringsfunctie is een benadering van de verandering in de transmembraanpotentialen. Wanneer een extracellulaire stimulerende stroom wordt toegepast op neurale weefsels bij een bepaalde elektrode- en vezelgeometrie, wordt de activeringsfunctie vervolgens toegepast op de vezels van de dorsale kolommen van het ruggenmerg.

Het activatiegebied wordt gedefinieerd als de locus van vezels. In het model wordt de activeringsfunctie gebruikt om activatiegebieden in de dorsale kolommen te voorspellen wanneer deze functie een vooraf vastgestelde drempelwaarde overschrijdt. Het centrale stimulatiepunt wordt gedefinieerd en berekend als het geometrische midden van het driedimensionale activatiegebied. Om de stimulatieamplitude te bepalen, wordt één contact van de lead van de linkerkolom gespecificeerd als kathode.

In een monopolaire configuratie wordt de stimulatieamplitude vervolgens stapsgewijs verhoogd tot de eerste vezel wordt geactiveerd. Dit is altijd een vezel van de dorsale kolom. Er wordt aangenomen dat deze eerste activatie correleert met de eerste waarneming van paresthesie door een patiënt in een klinische setting.

In het model wordt de stroom vervolgens verhoogd tot 1,4 keer de stroom die nodig is om de eerste vezel te activeren, waarna de OID van het resulterende activatiegebied wordt berekend. De OID's van alle 100 stuurstappen, beginnend bij 100 naar nul en van nul naar 100, worden berekend met de amplitude zoals bepaald in de vorige stap. De gemiddelde resolutie van de OID-verandering is het bereik van de OID-locatie gedeeld door het aantal stroomstappen.

Het eindige-elementenmodel gaat uit van twee parallelle elektroden, met een onderlinge afstand van 2,6 millimeter en elk voorzien van acht contactpunten. Een enkel bronapparaat dat één gedeelde stroombron voor alle contacten biedt, kan drie centrale stimulatiepunten targeten. Bij het lateraal verschuiven van de stimulatie-media komt dit bij een elektrodescheiding van twee millimeter gemiddeld overeen met een stapgrootte van één millimeter; een apparaat met een toegewezen stroombron voor elk contact kan 100 centrale punten mediaal-lateraal in de dorsale kolom targeten.

Wanneer de stroom in stappen van 1% wordt gefractioneerd, komt dit overeen met een stapgrootte van 0,02 millimeter bij 1%-stappen wanneer de stimulatie mediaal-lateraal tussen twee leads wordt gestuurd. Het hier gepresenteerde computationele model voorspelt dat een apparaat met onafhankelijke stroombronnen voor elk contact meer centrale stimulatiepunten in de achterstreng kan targeten dan een enkelvoudig bronsysteem. Hierdoor is de resolutie van de aanpassing van het centrale stimulatiepunt 20 micron bij het multi-bronsysteem, wat een resolutieverhoging van ongeveer 50 keer is vergeleken met enkelvoudige bronsystemen. De mogelijkheid om stimulatie in de achterstreng met een hoge resolutie te sturen, kan zorgen voor een betere optimalisatie van de overlap van pijnvermindering.

Bij een specifieke patiënt kan de reden voor activatie bij mensen van kleur gericht zijn op het maximaliseren van de dekking van het pijnlijke gebied, terwijl bijwerkingen worden geminimaliseerd. Daarom maakt het gebruik van een gefractioneerde stroom uit een onafhankelijke bron een precieze sturing van de stimulatie op de doelnerven in de Doser-kolom mogelijk tijdens de therapie met ruggenmergstimulatie.