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

Ogólnym celem poniższego eksperymentu jest ocena sterowalności pola bocznego ośrodka wieloźródłowego systemu stymulacji rdzenia kręgowego w stymulacji rdzenia kręgowego. Zgodność parestezji wywołanej stymulacją w bolesnych obszarach ciała jest warunkiem koniecznym skuteczności terapeutycznej. Ponieważ wzorce bólu pacjenta mogą być unikalne, powszechną konfiguracją stymulacji jest umieszczenie dwóch przewodów równolegle w grzbietowej przestrzeni zewnątrzoponowej.

Ta konstrukcja zapewnia elastyczność w sterowaniu stymulacją, media kierowane bocznie nad kolumną grzbietową, aby uzyskać lepszy ból. Parestezje nakładają się na siebie. Ocenę sterowalności stymulacji uzyskuje się poprzez stworzenie najpierw modelu elementów skończonych ludzkiego rdzenia kręgowego w celu określenia potencjalnych pól wytwarzanych przez elektrody do stymulacji zewnątrzoponowego rdzenia kręgowego W drugim etapie oblicza się potencjały w kolumnie grzbietowej dla różnych prądów katodowych dostarczanych z dwóch typów systemów stymulacji rdzenia kręgowego.

Multisource, gdzie każdy wszczepiony styk ma dedykowane źródło prądu i pojedyncze źródło, w którym tylko jedno źródło prądu jest podłączone do wielu styków. Następnie potencjały są wykorzystywane do obliczenia przewidywanej objętości aktywacji w kolumnie grzbietowej dla każdego typu systemu. W celu porównania rozdzielczości bocznej mediów w rekrutacji światłowodów w każdym systemie, wyniki pokazują, że system wieloźródłowy może celować w więcej centralnych punktów stymulacji w kolumnie grzbietowej niż system z jednym źródłem, a średni krok sterowania dla bocznego sterowania mediami wynosi 20 mikronów dla systemów wieloźródłowych w porównaniu z jednym milimetrem dla systemów jednoźródłowych.

50-krotna poprawa. Zdolność do wyśrodkowania obszarów stymulacji w kolumnie grzbietowej z wysoką rozdzielczością może pozwolić na lepszą optymalizację nakładania się bólu parestezji u pacjentów. Główną zaletą stosowania techniki stymulacji wieloźródłowej w porównaniu z techniką pojedynczego źródła jest to, że pole stymulacji można ostatecznie dostosować tak, aby selektywnie stymulować neuron docelowy w kolumnie dawkowania u każdego pacjenta z osobna, co zasadniczo maksymalizuje możliwości terapeutyczne przy jednoczesnej minimalizacji skutków ubocznych.

Zdefiniowany tutaj model matematyczny jest modelem elementów skończonych lub MES dolnego odcinka piersiowego rdzenia kręgowego i otaczającego go środowiska. Model MES obejmuje istotę białą i szarą rdzenia kręgowego, płyn mózgowo-rdzeniowy, oponę twardą, tkankę przestrzeni zewnątrzoponowej, kość kręgową oraz dwa cylindryczne odprowadzenia wielokontaktowe. Każdy przewód wielostykowy składa się z ośmiu cylindrycznych styków platynowo-irydowych, oddzielonych od siebie izolacyjnym polimerem o długości jednego milimetra.

Osiem przewodów kontaktowych jest obecnie uważanych za standard kliniczny w stymulacji rdzenia kręgowego. Użycie ośmiu styków wyewoluowało z wcześniejszych urządzeń, które miały tylko dwa lub cztery kontakty. Badania sugerują, że większa liczba kontaktów, a tym samym większa rozpiętość pokrycia rdzenia kręgowego, jest bardziej odporna na utrzymanie terapii w czasie.

W obliczu migracji ołowiu, która jest bardzo częstym problemem, przewody są umieszczane grzbietowo na szczycie opony twardej, w odległości 2,6 milimetra. Dla uproszczenia. W symulacji pary przewodów są rozmieszczone symetrycznie względem linii środkowej rdzenia kręgowego.

W modelu grubość warstwy płynu mózgowo-rdzeniowego między stykami a grzbietową powierzchnią rdzenia kręgowego jest określona na 3,2 milimetra. Tutaj podano rezystancję elektryczną zastosowaną w modelu. Istota biała płynu mózgowo-rdzeniowego i opona twarda mają najniższą rezystywność.

Tłuszcz zewnątrzoponowy i kość kręgowa mają wysoką rezystywność, przedstawiona tutaj jest siatka modelu MES dla rdzenia kręgowego i przewodu wielokontaktowego. Objętość jest pokryta siatką z ponad 100 milionami węzłów z siatką o dużej gęstości w obszarze w pobliżu miejsca, w którym znajdują się elektrody. W tym miejscu pokazane są tylko części siatki o dużej gęstości.

Siatka jest podzielona na sekcje o zmiennej gęstości węzłów. Odległość węzłów w pobliżu styków jest mniejsza lub równa 300 mikronom. Separacja węzłów opony twardej izolatora i rdzenia kręgowego jest mniejsza lub równa 750 mikronom.

Gęstość węzłów w przestrzeni zewnątrzoponowej jest mniejsza lub równa 3000 mikronów, a separacja węzłów kości kręgowej jest mniejsza lub równa 5 000 mikronów. Model 3D geometrii rdzenia kręgowego jest tworzony przy użyciu kombinacji cech z odpowiednich źródeł literaturowych. Włókna kolumny grzbietowej są umieszczone na regularnej siatce o wielkości 200 mikronów w kierunku bocznym pożywki, 100 mikronów w kierunku grzbietowo-brzusznym i rzutowane w kierunku stro coddle.

Po umieszczeniu przewodów w modelu, realizowane są dwa rodzaje stymulatorów poprzez zdefiniowanie prądów dla dwóch równoległych styków. W przypadku systemu z jednym źródłem dostępna jest pojedyncza katoda i anoda, które po wdrożeniu można podłączyć do dowolnego zestawu styków. W modelu zdefiniowana jest tylko biegunowość styku, a prąd płynący przez dowolny styk zależy od liczby styków podłączonych do dowolnego bieguna.

Na przykład, jeśli pojedynczy styk jest podłączony do katody, styk ten pochłania cały prąd katody. Jeśli jednak dwa styki są podłączone do bieguna katody źródła, to dzielą prąd na pół po 50% każdy. Oczywiście w modelu matematycznym impedancja każdego kontaktu jest identyczna, co nie jest typowe w zastosowaniach klinicznych.

Oznacza to, że bieżąca dostawa do każdego kontaktu w jednym systemie źródłowym nie jest kontrolowana. W naszych badaniach modeli zastosowaliśmy trzy możliwe metody dostarczania prądu W pierwszej metodzie. Najbardziej lewa katoda ma cały prąd w drugiej, dwie katody dostarczają po 50% prądu, a w trzeciej skrajna prawa katoda dostarcza cały prąd W systemie wieloźródłowym każdy styk jest zdefiniowany tak, aby miał własne źródło prądu, które można kontrolować w 1% przyrostowych zmianach prądu między stykami.

Innymi słowy, jeśli całkowity prąd dostarczany do dwóch styków wynosi 10 miliamperów, prąd do każdego styku jest określony jako dowolny ułamek całości, o ile suma prądów płynących przez każdy styk jest równa 10 miliamperów. Na przykład, jeśli lewy styk dostarcza 6,8 miliampera, prawy styk dostarczy 3,2 miliampera. W ten sposób zaprogramowanych jest 100 ułamkowych podziałów prądu.

Katoda jest głównym kontaktem zaangażowanym w stymulację neuronalną. Aktywacja kontaktu katartycznego powoduje przepływ prądu w kierunku kontaktowego prądu elektrycznego płynącego wzdłuż aksonu, ale także przez wnętrze aksonu i przez membranę aksonu. W węzłach rvi prądy te prowadzą do depolaryzacji w środku aksonu i hiperpolaryzacji w bocznych częściach aksonu.

Funkcja matematyczna, która modeluje depolaryzację i hiperpolaryzację, nazywana jest funkcją aktywującą. Funkcja aktywująca jest przybliżeniem zmiany potencjałów transbłonowych. Gdy zewnątrzkomórkowy prąd stymulujący jest przykładany do tkanek nerwowych o danej geometrii elektrody i włókna, funkcja aktywująca jest następnie przykładana do rdzenia kręgowego, włókien kolumny grzbietowej.

Obszar aktywacji jest definiowany jako locus włókien. W modelu, w którym funkcja aktywująca przekracza z góry określony próg, funkcja aktywująca jest używana do przewidywania regionów aktywacji w kolumnach grzbietowych. Centralny punkt stymulacji jest definiowany i obliczany jako oid geometryczny trójwymiarowego obszaru aktywacji Aby określić amplitudę stymulacji, jeden styk z lewej kolumny przewodu określa się jako katodę.

W konfiguracji monopolarnej amplituda stymulacji jest następnie iteracyjnie zwiększana, aż do aktywacji pierwszego włókna. Jest to zawsze kolumna grzbietowa. Włókno. Zakłada się, że ta pierwsza aktywacja koreluje z pierwszym dostrzeżeniem parestezji przez pacjenta w warunkach klinicznych.

W modelu prąd jest następnie zwiększany do 1,4-krotności prądu potrzebnego do aktywacji pierwszego włókna i obliczany jest OID wynikowego obszaru aktywacji. Identyfikatory OID wszystkich 100 kroków kierowania, począwszy od 100 do zera i przechodząc przez zero do 100, są obliczane z amplitudą określoną jak w poprzednim kroku. Średnia rozdzielczość zmiany identyfikatora OID to zakres lokalizacji identyfikatora OID podzielony przez bieżące kroki.

Model elementów skończonych zakłada dwa równoległe wyprowadzenia, z których każdy jest oddalony od siebie o 2,6 milimetra od siebie. Urządzenie z jednym źródłem, które zapewnia jedno wspólne źródło zasilania dla wszystkich kontaktów, może być ukierunkowane na trzy centralne punkty stymulacji. W przypadku bocznego przesuwania mediów stymulacyjnych odpowiada to wielkości kroku wynoszącej średnio jeden milimetr przy dwumilimetrowej separacji przewodów, urządzenie z dedykowanym źródłem zasilania dla każdego kontaktu może celować w 100 centralnych punktów przyśrodkowych przyśrodkowo bocznie w kolumnie grzbietowej.

Podczas frakcjonowania prądu w krokach co 1% odpowiada to rozmiarowi kroku 0,02 milimetra dla kroków 1% podczas kierowania stymulacji przyśrodkowo przyśrodkowo między podwójnymi przewodami. Przedstawiony tutaj model obliczeniowy przewiduje, że urządzenie z niezależnymi źródłami prądu dla każdego kontaktu może celować w więcej centralnych punktów stymulacji w kolumnie grzbietowej niż system z pojedynczym źródłem. W wyniku tego rozdzielczość regulacji centralnego punktu stymulacji wynosi 20 mikronów przy systemie wieloźródłowym i około 50-krotny wzrost rozdzielczości w porównaniu z systemami jednoźródłowymi, Możliwość sterowania przyczyną stymulacji w kolumnie wykonawcy z wysoką rozdzielczością może pozwolić na lepszą optymalizację nakładania się bólu zabiegowego.

U pacjenta, który jest u danego pacjenta, przyczyna aktywacji w tych kolorowych może być skoncentrowana na maksymalizacji pokrycia bolesnego obszaru przy jednoczesnej minimalizacji efektu ubocznego. W związku z tym zastosowanie frakcjonowanego prądu z niezależnego źródła umożliwia precyzyjne sterowanie stymulacją na nerwy docelowe w kolumnie Dozera podczas terapii stymulacji rdzenia kręgowego.