Name: Sterowalność kolumny grzbietowej z podwójnymi równoległymi przewodami przy użyciu dedykowanych źródeł zasilania: model obliczeniowy (Wideo) | JoVE Journal
Uploaded: 2011-02-10T18:00:00.000+00:00
Duration: 11 min 19 s
Description: Poznaj model obliczeniowy stymulacji rdzenia kręgowego z wieloma źródłami prądu. Symulacja wykazuje 50-krotnie lepszą rozdzielczość sterowania polem niż systemy jednoźródłowe, co pozwala precyzyjniej targetować neurony w grzbietowej kolumnie rdzenia.

ai_agent_IP

ai_agent

maintenance

instantTrialDurationMinutes

isBiopharma

enableNewMyJoveSectionDesign

educationFeatures

seoMetaApi

ai_copilot_institution_blacklist

ai_chat_institution_blacklist

freeAccessWindow

ssoRoleCapture

scheduledMaintenanceBanner

joveLabsFeatures

disable_autoplay_for_bots

extended_trial_duration

5 minutes

Badanie to zostało sfinansowane przez Boston Scientific Neuromodulation.

1. Wstęp:
Stymulacja rdzenia kręgowego, znana jako SCS, jest stosowana klinicznie od 1967 roku, kiedy dr Norman Shealy po raz pierwszy wszczepił elektrody stymulujące nad kolumnami tylnymi w celu złagodzenia cierpienia pacjentów z chronicznym, opornym na leczenie bólem (Shealy et al., 1967). SCS jest kliniczną implementacją teorii bramkowania, która zakłada, że aktywacja dużych mielinizowanych włókien aferentnych przekazujących wrażenia dotyku i nacisku może hamować lub „zamykać bramę” dla transmisji sygnałów bólowych do wyższych ośrodków w mózgu (Melzack &amp; Wall, 1965). Technologia SCS uległa poprawie na przestrzeni dziesięcioleci, co doprowadziło do opracowania bardziej niezawodnego sprzętu stymulującego, lepiej zaprojektowanego do stymulacji kolumn tylnych.
Kluczem do tych ulepszeń było pogłębienie wiedzy na temat neuroanatomii i neurofizjologii rdzenia kręgowego w kontekście klinicznej stymulacji elektrycznej. Zrozumienie to zostało rozwinięte dzięki modelowaniu komputerowemu SCS. Modelowanie komputerowe neuronów jest wykorzystywane do zrozumienia podstawowych mechanizmów stymulacji nerwowej od czasu pierwszego opisu matematycznego modelu Hodgkina i Huxleya (Hodgkin and Huxley, 1952). Aktywność neuronalna jest modulowana przez pola elektryczne przyłożone w formie wewnątrzkomórkowego wstrzykiwania prądu oraz pozakomórkowych pól potencjału. Ranck omówił jakościowo, w jaki sposób zmiany napięcia pozakomórkowego w sąsiedztwie aksonu powodują depolaryzację niektórych obszarów błony aksonalnej i hiperpolaryzację innych (Ranck, 1975).
Model obliczeniowy dla SCS został opracowany pierwotnie przez Coburna i Sina (Coburn, 1980), a następnie znacząco rozwinięty przez Holsheimera i współpracowników, poczynając od opracowania trójwymiarowego modelu pola SCS przez Struijka i Holsheimera (Holsheimer and Struijk, 1988). Ich model obliczeniowy pozwolił oszacować wpływ parametrów anatomicznych na progi pobudliwości włókien słupów tylnych (Struijk et al., 1992), przewidzieć potencjalną lokalizację pobudzenia we włóknach korzeni tylnych (Struijk et al., 1993b) oraz przeanalizować wpływ grubości płynu mózgowo-rdzeniowego (Struijk et al., 1993a) wraz z walidacją kliniczną (He et al., 1994; Holsheimer et al., 1995a; Holsheimer et al., 1994). Model ten wniósł istotny wkład w projektowanie elektrod stymulujących, sugerując optymalne parametry wielkości i rozstawu kontaktów (Holsheimer and Struijk, 1992; Holsheimer and Wesselink, 1997), aby preferencyjnie stymulować włókna słupów tylnych zamiast włókien korzeniowych (Holsheimer et al., 1995b).
2. Metody:
Definicja modelu matematycznego
Stworzono matematyczny model metodą elementów skończonych (FEM) dolnego odcinka rdzenia kręgowego piersiowego oraz jego otoczenia. Model FEM składał się z białej i szarej istoty rdzenia kręgowego, płynu mózgowo-rdzeniowego, opon twardych, tkanki przestrzeni znadtwardówkowej, kości kręgu oraz dwóch cylindrycznych elektrod wielokontaktowych. Każda elektroda składała się z ośmiu cylindrycznych kontaktów platynowo-irydowych (domeny przewodzące o długości 3mm i średnicy 1,25 mm), oddzielonych odcinkami polimeru izolacyjnego o długości 1mm (domeny nieprzewodzące, długość 1mm). Elektrody rozmieszczono grzbietowo, na oponie twardej, symetrycznie, w odległości 1mm po każdej stronie linii środkowej rdzenia kręgowego. W modelu „grubość” warstwy płynu mózgowo-rdzeniowego między kontaktami a powierzchnią grzbietową rdzenia kręgowego (dCSF) została określona jako 3,2mm. Geometrię modelu przedstawiono na rysunku 1A, a rezystywności elektryczne podano w tabeli I; wartości te pochodzą głównie z literatury (Holsheimer, 2002; Wesselink et al., 1999). Objętość została podzielona na siatkę składającą się z ponad 1 miliona węzłów, z zastosowaniem siatki o wysokiej gęstości w obszarze bliskim rozmieszczeniu elektrod, co zilustrowano na rysunku 1B.
<img src="/files/ftp_upload/2443/2443fig1.jpg" alt="Schemat modelu rdzenia kręgowego; budowa anatomiczna, rozmieszczenie elektrod; badanie interfejsów neuronalnych." data-altupdatedat="1761809329000" data-alt="Rycina 1"> 
Rycina 1. Przedstawienie siatki FEM dla rdzenia kręgowego i elektrody wielokontaktowej. (A) Komponenty i struktura modelu. (B) Siatka modelu – pokazano jedynie część o wysokiej gęstości. Siatkę podzielono na sekcje o zmiennej gęstości węzłów: w pobliżu kontaktów (≤ 300 μm); izolator, opona twarda i rdzeń kręgowy (≤ 750 μm); przestrzeń znadtwardówkowa (≤ 3000 μm); oraz kość kręgosłupa (≤ 5000 μm).
<img src="/files/ftp_upload/2443/2443table1.jpg" alt="Tabela modelu stymulacji rdzenia kręgowego; wartości oporności elektrycznej dla materiałów biologicznych." data-altupdatedat="1761809329000" data-alt="Tabela 1"> 
Tabela 1. Wartości oporności domen FEM (Holsheimer, 2002; Wesselink et al., 1999) oraz modyfikacja (przestrzeń zewnątrzoponowa) w celu dopasowania do danych klinicznych.
Geometrię rdzenia kręgowego (Rysunek 2) opracowano, wykorzystując kombinację cech z odpowiednich źródeł literaturowych. Przekrój poprzeczny rdzenia został oparty na pracy Kameyama et al., a trajektorię korzenia grzbietowego (DR) przyjęto z pracy Struijk et al. (Kameyama et al., 1996; Struijk et al., 1993b). Włókna słupa tylnego (DC) rozmieszczono w regularnej siatce (200um w kierunku przyśrodkowo-bocznym i 100um w kierunku grzbietowo-brzusznym; patrz Rysunek 2A) i rzutowano w kierunku głowowo-ogonowym. Każdy DR zamodelowano jako „włókno matczyne” o większej średnicy, połączone z rozwidlonymi „włóknami potomnymi” o mniejszej średnicy (Rys 2B).
 <img src="/files/ftp_upload/2443/2443fig2.jpg" alt="Model rdzenia kręgowego; schemat A-B, widok 3D C; korzeń grzbietowy, struktura rozgałęzień; badanie neuroanatomiczne." data-altupdatedat="1761809329000" data-alt="Rycina 2"> 
Rycina 2. Budowa modelu rdzenia kręgowego. (A) Przekrój poprzeczny rdzenia kręgowego i lokalizacja włókien słupów tylnych. (B) Korzenie grzbietowe składają się z włókna macierzystego i rozwidlonych włókien potomnych. Trajektoria włókna macierzystego została zdigitalizowana na podstawie pracy Struijk 1993. (C) Trójwymiarowy widok rdzenia kręgowego i włókien DR.
Badanie modelu
Po umieszczeniu elektrod w modelu, dwa typy stymulatorów zaimplementowano poprzez zdefiniowanie prądów dla dwóch równoległych kontaktów. W przypadku systemu z pojedynczym źródłem istniały trzy możliwe metody dostarczania prądu: a. cały prąd przepływa przez najbardziej lewy kontakt; b. oba kontakty dostarczają po 50% prądu; c. cały prąd przepływa przez najbardziej prawy kontakt. Zaznaczamy tutaj, że przyjęto założenie o równej impedancji obu kontaktów, choć w zastosowaniach klinicznych jest to mało prawdopodobne.
W przypadku systemu wieloźródłowego zdefiniowano, aby każdy kontakt posiadał własne źródło prądu, sterowane w 1% przyrostach zmian prądu pomiędzy kontaktami. Innymi słowy, jeśli całkowity prąd dostarczony do dwóch kontaktów wynosi 10mA, w systemie wieloźródłowym prąd do każdego kontaktu określano jako dowolną część całości, pod warunkiem, że suma prądów przez każdy kontakt wynosiła 10mA. Na przykład lewy kontakt mógł dostarczać 6,8 mA, podczas gdy prawy dostarczałby wówczas 3,2 mA. Dla systemu wieloźródłowego w ten sposób zaprogramowano 100 ułamkowych podziałów prądu.
Aby obliczyć obszar aktywacji w obrębie słupów tylnych dla każdego systemu, przeprowadzono analizę funkcji aktywującej. Funkcja aktywująca jest przybliżeniem zmiany potencjału błonowego podczas przyłożenia zewnątrzkomórkowego prądu stymulującego do tkanki nerwowej dla określonej geometrii elektrody i włókna. Obszar aktywacji zdefiniowano jako zbiór włókien w modelu, w których funkcja aktywująca (lub po prostu druga różnica napięć wzdłuż aksonu) przekroczyła określony próg (np. 0.1mV/mm2). Centralny punkt stymulacji zdefiniowano i obliczono jako geometryczny środek ciężkości trójwymiarowego obszaru aktywacji.
Aby określić amplitudę stymulacji, oba kontakty zdefiniowano jako katody (50% i 50% potencjału ujemnego na dwóch kontaktach) w konfiguracji monopolarnej (prąd źródłowy dostarczany z równomierną gęstością prądu z krawędzi modelu). Następnie iteracyjnie zwiększano amplitudę stymulacji do momentu zaobserwowania aktywacji pierwszego włókna (zawsze było to włókno słupa tylnego). Przyjęto, że ta pierwsza aktywacja koreluje z pierwszym odczuciem parestezji przez pacjenta w warunkach klinicznych. W modelu natężenie prądu zwiększono następnie do 1,4*(mA niezbędnych do aktywacji pierwszego włókna), a następnie obliczono centroid wynikłego obszaru aktywacji. Centroidy wszystkich kroków sterowania (100:0 do 0:100) obliczono przy amplitudzie ustalonej w poprzednim kroku. Średnią rozdzielczość zmiany centroidu określono jako stosunek zakresu lokalizacji centroidu do liczby kroków natężenia prądu.

3. Wynik:
Podczas sterowania stymulacją w kierunku przyśrodkowo-bocznym pomiędzy dwiema elektrodami, model obliczeniowy przewiduje, że urządzenie z niezależnymi źródłami prądu dla każdego kontaktu może celować w więcej centralnych punktów stymulacji w obrębie sznura tylnego niż system z pojedynczym źródłem (100 vs 3). W rezultacie rozdzielczość regulacji centralnego punktu stymulacji w systemie wieloźródłowym wynosi 30 µm, co stanowi około 50-krotny wzrost w porównaniu do systemów z pojedynczym źródłem (patrz Rysunek 3).
<img src="/files/ftp_upload/2443/2443fig3.jpg" alt="Schemat stymulacji punktów centralnych; układ elektrod do neuromodulacji, ilustrujący zmiany punktów." data-altupdatedat="1761809329000" data-alt="Rysunek 3"> 
Rysunek 3. Model obliczeniowy generuje następujące prognozy. A. Konfiguracja dwóch elektrod: 2,0 mm odstępu między elektrodami przy stymulacji monopolarnej. B. Urządzenia z pojedynczym źródłem, które zapewniają wspólne źródło zasilania dla wszystkich kontaktów, mogą celować w trzy centralne punkty stymulacji podczas przesuwania stymulacji w kierunku przyśrodkowo-bocznego (średnia wielkość kroku wynosi 1 mm przy 2 mm odstępie elektrod). C: Urządzenie z dedykowanym źródłem zasilania dla każdego kontaktu może celować w 100 centralnych punktów bocznie w słupie tylnym przy frakcjonowaniu prądu w przyrostach 1%, lub w 10 punktów centralnych przy frakcjonowaniu w przyrostach 10% (średnia wielkość kroku wynosi 0,02 mm dla kroków 1% i 0,2 mm dla kroków 10%).

<ol><li>Barolat, G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Current+Status+of+Epidural+Spinal+Cord+Stimulation%5BTitle%5D)+AND+%22Neurosurgery+Quarterly%22%5BJournal%5D)">Current Status of Epidural Spinal Cord Stimulation.</a> Neurosurgery Quarterly. 5, 98-124 (1995).</li>
<li>Coburn, B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Electrical+stimulation+of+the+spinal+cord%3A+two-dimensional+finite+element+analysis+with+particular+reference+to+epidural+electrodes%5BTitle%5D)+AND+%22Med+Biol+Eng+Comput%22%5BJournal%5D)">Electrical stimulation of the spinal cord: two-dimensional finite element analysis with particular reference to epidural electrodes.</a> Med Biol Eng Comput. 18, 573-584 (1980).</li>
<li>Feirabend, H. K., Choufoer, H., Ploeger, S., Holsheimer, J., van Gool, J. D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Morphometry+of+human+superficial+dorsal+and+dorsolateral+column+fibres%3A+significance+to+spinal+cord+stimulation%5BTitle%5D)+AND+%22Brain%22%5BJournal%5D)">Morphometry of human superficial dorsal and dorsolateral column fibres: significance to spinal cord stimulation.</a> Brain. 25, 1137-1149 (2002).</li>
<li>He, J., Barolat, G., Holsheimer, J., Struijk, J. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Perception+threshold+and+electrode+position+for+spinal+cord+stimulation%5BTitle%5D)+AND+%22Pain%22%5BJournal%5D)">Perception threshold and electrode position for spinal cord stimulation.</a> Pain. 59, 55-63 (1994).</li>
<li>Hodgkin, A. L., Huxley, A. F. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+quantitative+description+of+membrane+current+and+its+application+to+conduction+and+excitation+in+nerve%5BTitle%5D)+AND+%22J+Physiol%22%5BJournal%5D)">A quantitative description of membrane current and its application to conduction and excitation in nerve.</a> J Physiol. 117, 500-544 (1952).</li>
<li>Holsheimer, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Which+Neuronal+Elements+are+Activated+Directly+by+Spinal+Cord+Stimulation%5BTitle%5D)+AND+%22Neuromodulation%22%5BJournal%5D)">Which Neuronal Elements are Activated Directly by Spinal Cord Stimulation.</a> Neuromodulation. 5, 25-31 (2002).</li>
<li>Holsheimer, J., Barolat, G., Struijk, J. J., He, J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Significance+of+the+spinal+cord+position+in+spinal+cord+stimulation%5BTitle%5D)+AND+%22Acta+Neurochir+Suppl%22%5BJournal%5D)">Significance of the spinal cord position in spinal cord stimulation.</a> Acta Neurochir Suppl. 64, 119-1124 (1995).</li>
<li>Holsheimer, J., den Boer, J. A., Struijk, J. J., Rozeboom, A. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((MR+assessment+of+the+normal+position+of+the+spinal+cord+in+the+spinal+canal%5BTitle%5D)+AND+%22AJNR+Am+J+Neuroradiol%22%5BJournal%5D)">MR assessment of the normal position of the spinal cord in the spinal canal.</a> AJNR Am J Neuroradiol. 15, 951-959 (1994).</li>
<li>Holsheimer, J., Struijk, J. J. Analysis of spinal cord stimulation. <a target="_blank" href="http://scholar.google.com/scholar?hl=en&safe=off&q=author%3aHolsheimer%2C+J+%22Electrophysiological+Kinesiology%22">Electrophysiological Kinesiology</a>. Wallinga, W., Boom, W., De Vries, J. , Excerpta Medica Congress Series. Amsterdam. Vol 804 95-98 (1988).</li>
<li>Electrode Geometry and Preferential Stimulation of Spinal Nerve Figers Having Different Orientations. Holsheimer, J., Struijk, J. J. A Modeling Study 14th Ann Int Conf IEEE Eng in Med & Biol Soc, Sept. 1992, Paris, France, , IEEE. Chicago. 256 (1992).</li>
<li>Holsheimer, J., Struijk, J. J., Tas, N. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Effects+of+electrode+geometry+and+combination+on+nerve+fibre+selectivity+in+spinal+cord+stimulation%5BTitle%5D)+AND+%22Med+Biol+Eng+Comput%22%5BJournal%5D)">Effects of electrode geometry and combination on nerve fibre selectivity in spinal cord stimulation.</a> Med Biol Eng Comput. 33, 676-682 (1995).</li>
<li>Holsheimer, J., Wesselink, W. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Optimum+electrode+geometry+for+spinal+cord+stimulation%3A+the+narrow+bipole+and+tripole%5BTitle%5D)+AND+%22Med+Biol+Eng+Comput%22%5BJournal%5D)">Optimum electrode geometry for spinal cord stimulation: the narrow bipole and tripole.</a> Med Biol Eng Comput. 35, 493-497 (1997).</li>
<li>Kameyama, T., Hashizume, Y., Sobue, G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Morphologic+features+of+the+normal+human+cadaveric+spinal+cord%5BTitle%5D)+AND+%22Spine%22%5BJournal%5D)">Morphologic features of the normal human cadaveric spinal cord.</a> Spine. 21, 1285-1290 (1996).</li>
<li>McIntyre, C. C., Grill, W. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Extracellular+stimulation+of+central+neurons%3A+influence+of+stimulus+waveform+and+frequency+on+neuronal+output%5BTitle%5D)+AND+%22J+Neurophysiol%22%5BJournal%5D)">Extracellular stimulation of central neurons: influence of stimulus waveform and frequency on neuronal output.</a> J Neurophysiol. 88, 1592-1604 (2002).</li>
<li>McIntyre, C. C., Miocinovic, S., Butson, C. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Computational+analysis+of+deep+brain+stimulation%5BTitle%5D)+AND+%22Expert+Rev+Med+Devices%22%5BJournal%5D)">Computational analysis of deep brain stimulation.</a> Expert Rev Med Devices. 4, 615-622 (2007).</li>
<li>Melzack, R., Wall, P. D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Pain+mechanisms%3A+a+new+theory%5BTitle%5D)+AND+%22Science%22%5BJournal%5D)">Pain mechanisms: a new theory.</a> Science. 150, 971-979 (1965).</li>
<li>Ranck, J. B. Jr <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Which+elements+are+excited+in+electrical+stimulation+of+mammalian+central+nervous+system%3A+a+review%5BTitle%5D)+AND+%22Brain+Res%22%5BJournal%5D)">Which elements are excited in electrical stimulation of mammalian central nervous system: a review.</a> Brain Res. 98, 417-440 (1975).</li>
<li>Shealy, C. N., Mortimer, J. T., Reswick, J. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Electrical+inhibition+of+pain+by+stimulation+of+the+dorsal+columns%3A+preliminary+clinical+report%5BTitle%5D)+AND+%22Anesth+Analg%22%5BJournal%5D)">Electrical inhibition of pain by stimulation of the dorsal columns: preliminary clinical report.</a> Anesth Analg. 46, 489-491 (1967).</li>
<li>Smith, M. C., Deacon, P. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Topographical+anatomy+of+the+posterior+columns+of+the+spinal+cord+in+man.+The+long+ascending+fibres%5BTitle%5D)+AND+%22Brain%22%5BJournal%5D)">Topographical anatomy of the posterior columns of the spinal cord in man. The long ascending fibres.</a> Brain. 107, 671-698 (1984).</li>
<li>Struijk, J. J., Holsheimer, J., Barolat, G., He, J., Boom, H. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Paresthesia+Thresholds+in+Spinal+Cord+Stimulation%3A+A+Comparison+of+Theoretical+Results+with+Clinical+Data%5BTitle%5D)+AND+%22IEEE+Trans+Rehab+Eng%22%5BJournal%5D)">Paresthesia Thresholds in Spinal Cord Stimulation: A Comparison of Theoretical Results with Clinical Data.</a> IEEE Trans Rehab Eng. 1, 101-107 (1993).</li>
<li>Struijk, J. J., Holsheimer, J., Boom, H. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Excitation+of+dorsal+root+fibers+in+spinal+cord+stimulation%3A+a+theoretical+study%5BTitle%5D)+AND+%22IEEE+Trans+Biomed+Eng%22%5BJournal%5D)">Excitation of dorsal root fibers in spinal cord stimulation: a theoretical study.</a> IEEE Trans Biomed Eng. 40, 632-639 (1993).</li>
<li>Struijk, J. J., Holsheimer, J., van der Heide, G. G., Boom, H. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Recruitment+of+dorsal+column+fibers+in+spinal+cord+stimulation%3A+influence+of+collateral+branching%5BTitle%5D)+AND+%22IEEE+Trans+Biomed+Eng%22%5BJournal%5D)">Recruitment of dorsal column fibers in spinal cord stimulation: influence of collateral branching.</a> IEEE Trans Biomed Eng. 39, 903-912 (1992).</li>
<li>Struijk, J. J., Holsheimer, J., van Veen, B. K., Boom, H. B. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Epidural+spinal+cord+stimulation%3A+calculation+of+field+potentials+with+special+reference+to+dorsal+column+nerve+fibers%5BTitle%5D)+AND+%22IEEE+Trans+Biomed+Eng%22%5BJournal%5D)">Epidural spinal cord stimulation: calculation of field potentials with special reference to dorsal column nerve fibers.</a> IEEE Trans Biomed Eng. 38, 104-110 (1991).</li>
<li>Wesselink, W. A., Holsheimer, J., King, G. W., Torgerson, N. A., Boom, H. B. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Quantitative+Aspects+of+the+Clinical+Performance+of+Transverse+Tripolar+Spinal+Cord+Stimulation%5BTitle%5D)+AND+%22Neuromodulation%22%5BJournal%5D)">Quantitative Aspects of the Clinical Performance of Transverse Tripolar Spinal Cord Stimulation.</a> Neuromodulation. 2, 5-14 (1999).</li>
</ol>

Autorzy są pracownikami firmy Boston Scientific Neuromodulation.

Zdolność do centrowania obszarów stymulacji w kolumnie tylnej z wysoką rozdzielczością może pozwolić na lepszą optymalizację nakładania się parestezji i bólu u pacjentów. Oznacza to, że u danego pacjenta obszar aktywacji w kolumnach tylnych może zostać skupiony tak, aby zmaksymalizować pokrycie obszarów bolesnych, przy jednoczesnym zminimalizowaniu skutków ubocznych (wynikających ze stymulacji niepożądanych włókien, co może wywoływać parestezje w niepożądanych lokalizacjach lub prowadzić do efektów motorycznych bądź autonomicznych).

<table><tbody><tr><td></td><td><a href="http://www.neuron.yale.edu" target="_blank"><img src="/img/new_window.png"> NEURON</a></td><td></td><td></td></tr><tr><td></td><td><a href="http://www.ansys.com" target="_blank"><img src="/img/new_window.png"> ANSYS</a></td><td></td><td></td></tr><tr><td></td><td><a href="http://www.mathworks.com" target="_blank"><img src="/img/new_window.png"> Matlab</a></td><td></td><td></td></tr></tbody></table>

sterowalność kolumn grzbietowych z wykorzystaniem podwójnych elektrod równoległych i dedykowanych źródeł zasilania: model obliczeniowy

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

W stymulacji rdzenia kręgowego (SCS), zgodność wywołanych stymulacją parestezji z bolesnymi obszarami ciała jest niezbędnym warunkiem skuteczności terapeutycznej. Ponieważ wzorce bólu u pacjentów mogą być unikalne, powszechną konfiguracją stymulacji jest umieszczenie dwóch elektrod równolegle w przestrzeni zewnątrzoponowej grzbietowej. Taka konstrukcja zapewnia elastyczność w kierowaniu prądem stymulującym w płaszczyźnie przyśrodkowo-bocznej w obrębie sznura tylnego, aby uzyskać lepsze pokrycie obszaru bólu przez parestezję. Wykorzystując model matematyczny z dokładnym rozkładem średnic włókien, zbadaliśmy zdolność podwójnych elektrod równoległych do kierowania stymulacją pomiędzy sąsiadującymi kontaktami przy użyciu (1) systemu z pojedynczym źródłem oraz (2) systemu wieloźródłowego, z dedykowanym źródłem prądu dla każdego kontaktu. Najpierw stworzono model przewodnika objętościowego dolnego odcinka piersiowego rdzenia kręgowego z percutanowymi elektrodami równoległymi (separacja 2 mm) umieszczonymi zewnątrzoponowo, a pole elektryczne obliczono za pomocą programu ANSYS, narzędzia do modelowania metodą elementów skończonych. Funkcję aktywacyjną dla włókien 10 µm obliczono jako drugą różnicę potencjału zewnątrzkomórkowego wzdłuż węzłów Ranviera w włóknach nerwowych sznura tylnego. Objętość aktywacji (VOA) oraz centralny punkt VOA obliczono przy użyciu wcześniej określonego progu funkcji aktywacyjnej. Model porównał wyniki kierowania polem w systemach z pojedynczym źródłem w stosunku do systemów z dedykowanymi źródłami zasilania w podwójnych elektrodach stymulujących z 8 kontaktami. Model wykazał, że system wieloźródłowy pozwala na celowanie w więcej centralnych punktów stymulacji w sznurze tylnym niż system z pojedynczym źródłem (100 vs 3), a średni krok kierowania w płaszczyźnie przyśrodkowo-bocznej wynosi 0,02 mm dla systemów wieloźródłowych w porównaniu do 1 mm dla systemów z pojedynczym źródłem, co stanowi 50-krotną poprawę. Zdolność do centrowania obszarów stymulacji w sznurze tylnym z wysoką rozdzielczością może pozwolić na lepszą optymalizację pokrycia bólu przez parestezję u pacjentów.

Wykorzystując model matematyczny stymulacji rdzenia kręgowego, stwierdziliśmy, że system wieloźródłowy z niezależnymi źródłami zasilania dla każdego kontaktu pozwala na celowanie w znacznie większą liczbę centralnych punktów stymulacji w obrębie sznura tylnego (100 vs 3) i charakteryzuje się 50-krotnie wyższą rozdzielczością sterowania polem (0,02 mm vs 1 mm) niż system jednoźródłowy.

Sterowalność kolumn grzbietowych z wykorzystaniem podwójnych elektrod równoległych i dedykowanych źródeł zasilania: model obliczeniowy

W stymulacji rdzenia kręgowego (SCS) zgodność wywołanych stymulacją parestezji z bolesnymi obszarami ciała jest warunkiem koniecznym do uzyskania efektu terapeutycznego...

Ogólnym celem następnego eksperymentu jest ocena możliwości sterowania polem w płaszczyźnie przyśrodkowo-bocznej w systemie stymulacji rdzenia kręgowego z wieloma źródłami. Zgodność wywołanej stymulacją parestezji z obszarami ciała objętymi bólem jest niezbędnym warunkiem skuteczności terapeutycznej. Ponieważ wzorce bólu u pacjentów mogą być unikalne, powszechną konfiguracją stymulacji jest równoległe umieszczenie dwóch elektrod w grzbietowej przestrzeni znadtwardówkowej.Konstrukcja ta zapewnia elastyczność w sterowaniu stymulacją, kierując prąd bocznie nad sznurem tylnym w celu uzyskania lepszego pokrycia parestezji w obszarze bólu. Ocena sterowalności stymulacji została przeprowadzona poprzez stworzenie w pierwszym kroku modelu elementów skończonych ludzkiego rdzenia kręgowego, aby określić pola potencjałów generowane przez elektrody do epiduralnej stymulacji rdzenia kręgowego. W drugim kroku obliczono potencjały w obrębie sznura tylnego dla różnych wartości prądów katodowych dostarczanych przez dwa rodzaje systemów stymulacji rdzenia kręgowego.System wieloźródłowy, w którym każdy wszczepiony kontakt posiada dedykowane źródło prądu, oraz system jednoźródłowy, w którym tylko jedno źródło prądu jest połączone z wieloma kontaktami. Następnie potencjały są wykorzystywane do obliczenia przewidywanej objętości aktywacji w słupie tylnym dla każdego typu systemu. W celu porównania rozdzielczości bocznej rekrutacji włókien w każdym systemie, wyniki wykazują, że system wieloźródłowy może celować w bardziej centralne punkty stymulacji w słupie tylnym niż system jednoźródłowy, a średni krok sterowania w kierunku bocznym wynosi 20 mikronów dla systemów wieloźródłowych w porównaniu do jednego milimetra dla systemów jednoźródłowych.50-krotna poprawa. Zdolność do centrowania obszarów stymulacji w kolumnie tylnej z wysoką rozdzielczością może pozwolić na lepszą optymalizację nakładania się parestezji i bólu u pacjentów. Główną zaletą zastosowania techniki stymulacji wieloźródłowej w porównaniu z techniką jednoźródłową jest możliwość ostatecznego dostosowania pola stymulacji w celu selektywnej stymulacji neuronów docelowych w kolumnie tylnej u każdego pacjenta, co w zasadzie maksymalizuje możliwości terapeutyczne przy jednoczesnym minimalizowaniu skutków ubocznych.Model matematyczny zdefiniowany w niniejszym opracowaniu jest modelem elementów skończonych (FEM) dolnego odcinka rdzenia kręgowego piersiowego oraz jego bezpośredniego otoczenia. Model FEM obejmuje istotę białą i szarą rdzenia kręgowego, płyn mózgowo-rdzeniowy, oponę twardą, tkankę przestrzeni zewnątrzoponowej, kość kręgu oraz dwie cylindryczne elektrody wielokontaktowe. Każda elektroda wielokontaktowa składa się z ośmiu cylindrycznych kontaktów z platyny i irydu, oddzielonych od siebie odcinkami izolacyjnego polimeru o długości 1 mm.Obecnie za standard kliniczny w stymulacji rdzenia kręgowego uznaje się elektrody z ośmioma kontaktami. Zastosowanie ośmiu kontaktów wyewoluowało z wcześniejszych urządzeń, które posiadały jedynie dwa lub cztery kontakty. Badania sugerują, że większa liczba kontaktów, a tym samym szerszy zakres pokrycia rdzenia kręgowego, pozwala na bardziej stabilne utrzymanie efektów terapii w czasie.W obliczu migracji elektrod, która jest bardzo powszechnym problemem, elektrody są rozmieszczone grzbietowo na oponie twardej, w odstępie 2,6 mm. Dla uproszczenia, w symulacji pary elektrod są rozmieszczone symetrycznie względem linii środkowej rdzenia kręgowego.W modelu określono, że grubość warstwy płynu mózgowo-rdzeniowego pomiędzy kontaktami a powierzchnią grzbietową rdzenia kręgowego wynosi 3,2 millimeters. Wartości rezystancji elektrycznej wykorzystane w modelu podano tutaj. Płyn mózgowo-rdzeniowy, istota biała oraz opona twarda charakteryzują się najniższą rezystywnością.Tłuszcz zewnątrzoponowy oraz kość kręgowa charakteryzują się wysoką rezystywnością; przedstawiona tutaj siatka modelu FEM obejmuje rdzeń kręgowy oraz elektrodę wielokontaktową. Objętość została podzielona na siatkę składającą się z ponad 100 milionów węzłów, z zastosowaniem siatki o wysokiej gęstości w obszarze bliskim położeniu elektrod. Tutaj pokazano jedynie fragmenty siatki o wysokiej gęstości.Siatka została podzielona na sekcje o zmiennej gęstości węzłów. Odległość między węzłami w pobliżu styków wynosi mniej niż lub równo 300 mikronów. Odległość między węzłami izolatora opony twardej oraz rdzenia kręgowego wynosi mniej niż lub równo 750 mikronów.Gęstość węzłów przestrzeni zewnątrzoponowej wynosi mniej niż lub równo 3000 mikronów, a odstęp między węzłami kości kręgosłupa wynosi mniej niż lub równo 5 000 mikronów. Model 3D geometrii rdzenia kręgowego został stworzony w oparciu o kombinację cech z odpowiednich źródeł literaturowych. Włókna słupów tylnych zostały rozmieszczone w regularnej siatce o oczkach 200 mikronów w kierunku przyśrodkowo-bocznym, 100 mikronów w kierunku grzbietowo-brzusznym i rzutowane w kierunku rdzenia kręgowego.Po umieszczeniu elektrod w modelu, implementuje się dwa typy stymulatorów poprzez zdefiniowanie prądów dla dwóch równoległych kontaktów. W systemie z pojedynczym źródłem znajduje się jedna katoda i jedna anoda, które podczas implementacji mogą zostać podłączone do dowolnego zestawu kontaktów. W modelu definiowana jest jedynie polaryzacja kontaktu, a natężenie prądu płynącego przez dowolny kontakt zależy od liczby kontaktów podłączonych do danego bieguna.Na przykład, jeśli do katody podłączony jest pojedynczy kontakt, przejmuje on cały prąd katody. Jednakże, jeśli do bieguna katody źródła podłączone są dwa kontakty, podzielą one prąd po połowie, tj. po 50% każdy. Oczywiście w modelu matematycznym impedancja każdego kontaktu jest identyczna, co w zastosowaniach klinicznych zazwyczaj nie ma miejsca.Oznacza to, że natężenie prądu dostarczanego do każdego kontaktu w systemie z pojedynczym źródłem nie jest kontrolowane. W naszych badaniach modelowych zastosowaliśmy trzy możliwe metody dostarczania prądu. W pierwszej metodzie cały prąd płynie przez najbardziej lewą katodę, w drugiej obie katody dostarczają po 50% prądu, a w trzeciej cały prąd dostarcza najbardziej prawa katoda. W przypadku systemu wieloźródłowego zdefiniowano, że każdy kontakt posiada własne źródło prądu, które można kontrolować w 1% przyrostach natężenia prądu pomiędzy kontaktami.Innymi słowy, jeśli całkowity prąd dostarczony do dwóch kontaktów wynosi 10 mA, prąd dopływający do każdego kontaktu może stanowić dowolną część całości, o ile suma prądów płynących przez każdy kontakt wynosi 10 mA. Na przykład, jeśli lewy kontakt dostarcza 6,8 mA, prawy kontakt dostarczy wtedy 3,2 mA. W ten sposób zaprogramowano 100 wariantów podziału prądu.Katoda jest głównym kontaktem zaangażowanym w stymulację neuronową. Aktywacja kontaktu katody powoduje przepływ prądu w kierunku kontaktu; prąd elektryczny płynie wzdłuż aksonu, ale również przez jego wnętrze oraz przez błonę aksonu. W węzłach Ranviera prądy te prowadzą do depolaryzacji w środkowej części aksonu i hiperpolaryzacji w jego częściach bocznych.Funkcja matematyczna modelująca depolaryzację i hiperpolaryzację nazywana jest funkcją aktywacyjną. Funkcja aktywacyjna stanowi przybliżenie zmiany potencjałów błonowych. Gdy zewnętrzny prąd stymulujący jest przykładany do tkanek nerwowych przy określonej geometrii elektrod i włókien, funkcję aktywacyjną stosuje się wówczas do włókien słupów tylnych rdzenia kręgowego.Obszar aktywacji definiuje się jako miejsce rozmieszczenia włókien. W modelu, w którym funkcja aktywacji przekracza określony próg, funkcja ta jest wykorzystywana do przewidywania obszarów aktywacji w kolumnach grzbietowych. Centralny punkt stymulacji jest definiowany i obliczany jako środek geometryczny trójwymiarowego obszaru aktywacji. Aby określić amplitudę stymulacji, jeden kontakt z elektrody kolumny lewej zostaje wyznaczony jako katoda.W konfiguracji monopolarnej amplitudę stymulacji zwiększa się iteracyjnie, aż do aktywacji pierwszego włókna. Jest to zawsze włókno słupa tylnego. Przyjmuje się, że ta pierwsza aktywacja koreluje z pierwszym odczuciem parestezji przez pacjenta w warunkach klinicznych.W modelu prąd jest następnie zwiększany do 1,4 raza prądu niezbędnego do aktywacji pierwszego włókna, a następnie obliczana jest OID wynikłego obszaru aktywacji. OID dla wszystkich 100 kroków sterowania, rozpoczynając od 100 do zera i przechodząc przez zero do 100, są obliczane przy amplitudzie określonej w poprzednim kroku. Średnia rozdzielczość zmiany OID to zakres lokalizacji OID podzielony przez kroki prądowe.Model elementów skończonych zakłada zastosowanie dwóch równoległych elektrod, oddalonych od siebie o 2,6 mm, z ośmioma kontaktami każda. Pojedyncze urządzenie źródłowe, zapewniające wspólne źródło zasilania dla wszystkich kontaktów, może celować w trzy centralne punkty stymulacji. Przy przesuwaniu ośrodków stymulacji bocznie, odpowiada to średniemu krokowi wynoszącemu 1 mm przy dwumilimetrowym odstępie między elektrodami; urządzenie z dedykowanym źródłem zasilania dla każdego kontaktu może celować w 100 centralnych punktów w kierunku przyśrodkowo-bocznym w słupie tylnym.Przy stopniowaniu natężenia prądu w przyrostach 1%, odpowiada to wielkości kroku 0,02 milimetra dla kroków 1% podczas kierowania stymulacji przyśrodkowo-bocznie pomiędzy dwiema elektrodami. Przedstawiony tutaj model obliczeniowy przewiduje, że urządzenie z niezależnymi źródłami prądu dla każdego kontaktu może celować w bardziej centralne punkty stymulacji w sznurze grzbietowym niż system z pojedynczym źródłem. W rezultacie rozdzielczość regulacji centralnego punktu stymulacji w systemie wieloźródłowym wynosi 20 mikronów, co stanowi około 50-krotny wzrost rozdzielczości w porównaniu z systemami jednorozródłowymi. Zdolność do kierowania stymulacją w sznurze grzbietowym z wysoką rozdzielczością może pozwolić na lepszą optymalizację pokrycia obszarów bólowych podczas procedury.W przypadku konkretnego pacjenta, sposób aktywacji u osób o różnych typach budowy ciała może być ukierunkowany na maksymalizację pokrycia obszaru bólowego przy jednoczesnym minimalizowaniu skutków ubocznych. W związku z tym zastosowanie prądu frakcjonowanego z niezależnego źródła umożliwia precyzyjne sterowanie stymulacją nerwów docelowych w kolumnie grzbietowej podczas terapii stymulacją rdzenia kręgowego.

dorsal-column-steerability-with-dual-parallel-leads-using-dedicated

Research

JoVE Journal

Medicine

Medycyna

Sterowalność kolumny grzbietowej z podwójnymi równoległymi przewodami przy użyciu dedykowanych źródeł zasilania: model obliczeniowy

Opisano niezawodną i powtarzalną metodę wywoływania jednostronnego urazu rdzenia kręgowego w odcinku szyjnym przy użyciu impaktora Infinite Horizon. Metoda ta wykorzystuje specjalnie zaprojektowaną ramę i zacisk do stabilizacji kręgosłupa. Standaryzowana procedura oraz biomechaniczne parametry urazu pozwalają na uzyskanie wystarczających i trwałych obrażeń.

Model kontuzyjny jednostronnego urazu rdzenia kręgowego w odcinku szyjnym z wykorzystaniem urządzenia Infinite Horizon Impactor

Źródło: Kumar, S., et. al. Mysi model odleżyn po urazie rdzenia kręgowego. J. Vis. Exp. (2019)Ten film pokazuje szczegółową indukcję uszkodzenia rdzenia kręgowego u myszy. Znieczulona mysz jest preparowana w celu odsłonięcia kręgów T9-T10, a ich wyrostki kolczyste są usuwane. Odsłonięty rdzeń kręgowy jest następnie przecięty w celu zadania urazu. Obszar chirurgiczny jest następnie zamykany, a mysz może dojść do siebie.

Generowanie modelu myszy z urazem rdzenia kręgowego

Stabilizacja kręgów jest niezbędna do zminimalizowania zmienności i do uzyskania konsekwentnych eksperymentalnych urazów rdzenia kręgowego. Korzystając z dostosowanego aparatu stabilizującego w połączeniu z urządzeniem impaktorowym NYU/MASCIS, pokazaliśmy tutaj właściwy sprzęt i procedurę generowania powtarzalnych urazów rdzenia kręgowego z powodu hemi-stuzugi kręgosłupa szyjnego (C5) u dorosłych szczurów.

Nowatorska metoda stabilizacji kręgów w leczeniu kontuzjogennego uszkodzenia rdzenia kręgowego

Tutaj prezentujemy protokół do precyzyjnego określania stopnia wchodzenia gryzoni. Sygnały generatora wzorca korowego i rdzenia centralnego są niezbędne do precyzyjnego ułożenia stopy podczas utrudnionej lokomocji. Przedstawiamy tutaj nowatorskie zadanie chodzenia z ograniczeniami, które bezpośrednio bada precyzyjne zachowanie podczas chodzenia.

Chodnik asymetryczny: nowatorski test behawioralny do badania asymetrycznej lokomocji

Wykorzystanie przezczaszkowej stymulacji magnetycznej (TMS) do badania kontroli motorycznej człowieka wymaga integracji systemów akwizycji danych w celu kontrolowania dostarczania TMS i jednoczesnego rejestrowania ludzkich zachowań. Niniejszy manuskrypt zawiera szczegółową metodologię integracji systemów akwizycji danych w celu badania ruchu człowieka za pomocą TMS.

Połączenie wielu systemów gromadzenia danych w celu badania wydajności korowo-rdzeniowej i biomechaniki wielosegmentowej

Tutaj opisujemy procedury chirurgiczne mające na celu uzyskanie niezawodnej bocznej hemisekcji rdzenia kręgowego (HX) na 9 poziomie klatki piersiowej u dorosłych szczurów oraz oceny neurobehawioralne przeznaczone do wykrywania asymetrycznych deficytów po takim jednostronnym urazie.

Hemisekcja boczna rdzenia kręgowego i asymetryczna ocena zachowania u dorosłych szczurów

Celem tego projektu jest opracowanie interaktywnego, specyficznego dla pacjenta procesu modelowania, aby symulować efekty głębokiej stymulacji mózgu w czasie zbliżonym do rzeczywistego i dostarczyć istotnych informacji zwrotnych na temat tego, jak te urządzenia wpływają na aktywność neuronalną w mózgu.

Celowanie w szlaki włókien nerwowych w celu terapii głębokiej stymulacji mózgu przy użyciu interaktywnych, specyficznych dla pacjenta modeli

Ten artykuł przedstawia eksperymentalne/analityczne ramy do badania kontroli postawy człowieka. Protokół zawiera procedury krok po kroku dotyczące przeprowadzania eksperymentów w pozycji stojącej, pomiaru kinematyki i kinetyki ciała oraz analizowania wyników w celu zapewnienia wglądu w mechanizmy leżące u podstaw kontroli postawy człowieka.

Eksperymentalne metody badania kontroli postawy człowieka

Opracowaliśmy pojedynczą platformę do śledzenia zachowań zwierząt podczas dwóch zadań związanych z nauką asocjacyjną zależnych od włókien wspinaczkowych. Niedroga konstrukcja umożliwia integrację z eksperymentami optogenetycznymi lub obrazowymi ukierunkowanymi na aktywność móżdżku związaną ze wspinaniem się włókien.

Elastyczna platforma do monitorowania sensorycznego uczenia się asocjacyjnego zależnego od móżdżku

Dostarczono eksperymentalny potok do ilościowego opisu wzorca lokomotorycznego swobodnie chodzących myszy za pomocą zestawu narzędzi MouseWalker (MW), począwszy od wstępnych nagrań wideo i śledzenia, a skończywszy na analizie po kwantyfikacji. W celu wykazania użyteczności systemu MW wykorzystano model kontuzji rdzenia kręgowego u myszy.

Wykorzystanie MouseWalker do ilościowego określenia dysfunkcji lokomotorycznej w mysim modelu urazu rdzenia kręgowego

Protokół ten ustanawia pipeline oceny kinematyki tylnej kończyny szczura za pomocą testu na bieżni bez markerów z automatycznym oznaczaniem trajektorii wielostawowych opartym na głębokim uczeniu, co umożliwia powtarzalną ilościową ilościową identyfikację ruchu.

Wielostawowe synchroniczne śledzenie oparte na uczeniu głębokim do obiektywnej ilościowej kinematyki ruchowej kończyn tylnych u szczurów

Poznaj model obliczeniowy stymulacji rdzenia kręgowego z wieloma źródłami prądu. Symulacja wykazuje 50-krotnie lepszą rozdzielczość sterowania polem niż systemy jednoźródłowe, co pozwala precyzyjniej targetować neurony w grzbietowej kolumnie rdzenia.

Sterowalność kolumny grzbietowej z podwójnymi równoległymi przewodami przy użyciu dedykowanych źródeł zasilania: model obliczeniowy (Wideo) | JoVE Journal

Sterowalność kolumn grzbietowych z wykorzystaniem podwójnych elektrod równoległych i dedykowanych źródeł zasilania: model obliczeniowy

Przeglądaj więcej filmów