Name: Dirigibilidade coluna dorsal com terminais paralelo duplo usando fontes de energia dedicados: um modelo computacional (Vídeo) | JoVE Journal
Uploaded: 2011-02-10T18:00:00.000+00:00
Duration: 11 min 19 s
Description: Explore a modelagem computacional de estimulação medular com múltiplas fontes de energia dedicadas. Este método demonstra resolução 50 vezes superior para direcionamento de campos elétricos no tratamento da dor crônica.

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Este estudo foi financiado pela Boston Scientific Neuromodulação.

1. Introdução: A estimulação da medula espinhal, ou SCS, tem sido clinicamente aplicada desde 1967, quando o Dr. Norman Shealy primeiro implantaram eletrodos de estimulação sobre as colunas dorsal em uma tentativa de proporcionar um alívio para pacientes com dor crônica intratável (Shealy et al., 1967). SCS é a implementação clínica da Teoria Gate, que postula que a ativação de grandes nervos aferentes mielinizados que medeiam toque e sensações de pressão, pode inibir, ou "fechar a porta" na transmissão de sinais de dor para os centros superiores no cérebro (Melzack &amp; Wall , 1965). Tecnologia para o SCS tem melhorado ao longo das décadas, com equipamento de estimulação mais confiável melhor concebido para estimular as colunas dorsal evoluiu. Chave para estas melhorias tem sido uma maior compreensão da neuroanatomia e da neurofisiologia da medula espinhal relevantes para a estimulação elétrica clínico. Esse entendimento tem sido avançado pela modelagem computacional de SCS. Modelagem computacional de neurônios tem sido usada para compreender os mecanismos básicos para a estimulação neural desde modelo matemático de Hodgkin e Huxley foi descrita pela primeira vez (Hodgkin e Huxley, 1952). Atividade neural é modulada por campos elétricos aplicados como injeção de corrente intracelular e extracelular campos potenciais. Ranck qualitativamente discutido como as mudanças na tensão extracelular nas proximidades de um axônio causar algumas regiões da membrana do axônio para despolarizar e outros para hiperpolarizar (Ranck, 1975). Um modelo computacional para SCS foi inicialmente desenvolvido por Coburn e Sin (Coburn, 1980) e foi significativamente reforçada por Holsheimer e colegas, começando com Struijk e desenvolvimento Holsheimer de um modelo tridimensional do campo SCS (Holsheimer e Struijk, 1988). Seu modelo computacional estima o efeito de parâmetros anatômicos sobre os limiares de fibras da coluna dorsal (Struijk et al., 1992), previu a localização potencial de excitação nas fibras da raiz dorsal (Struijk et al., 1993b), e analisaram o efeito da CSF espessura (Struijk et al, 1993a.) com validações clínicas (He et al, 1994;. Holsheimer et al, 1995a;.. Holsheimer et al, 1994). O modelo contribuiu significativamente para a concepção do projeto levar a estimulação, sugerindo parâmetros ótimos para o tamanho do contato e espaçamento (Holsheimer e Struijk, 1992; Holsheimer e Wesselink, 1997), para favorecer a estimulação preferencial de fibras da coluna dorsal sobre as fibras da raiz (Holsheimer et al,. 1995b). 2. Métodos: Definição do modelo matemático Um elemento finito modelo matemático (FEM) foi criado da medula espinhal torácica baixa e seu ambiente circundante. O modelo FEM consistia de matéria medula espinhal branco e cinza, líquido cefalorraquidiano, dura, o tecido do espaço epidural, o osso vertebral, e dois leva Multicontact cilíndrico. Cada ligação, composta de oito cilíndrica de platina-irídio contatos (domínios condução, comprimento 3 mm e 1,25 mm de diâmetro), separados por um milímetro de comprimento isolante de polímero (não-realização de domínios, comprimento 1mm). Os eletrodos foram posicionados dorsalmente, no topo da dura-máter, e simétrico, 1mm para cada lado da linha média da medula espinhal. No modelo, a "espessura" da camada de líquido cefalorraquidiano entre os contatos ea superfície dorsal da medula espinhal (DCSF) foi especificado para ser 3,2 mm. A geometria do modelo é ilustrada na Figura 1A e resistividades elétricas são apresentadas na Tabela I, os valores que vem predominantemente da literatura (Holsheimer, 2002;. Wesselink et al, 1999). O volume foi malha com mais de 1 milhão de nós, com uma malha de alta densidade na região próxima ao local onde estão localizados os eletrodos, conforme ilustrado na Figura 1B. <img src="/files/ftp_upload/2443/2443fig1.jpg" alt="Figura 1"> Figura 1. Representação da malha da FEM para a medula espinhal e levar Multicontact. (A) Componentes e estrutura do modelo. (B) de malha Modelo - apenas a parte de alta densidade é mostrado. A malha foi dividido em seções de densidade de nós variável: perto os contatos (≤ M 300); isolante, dura ea medula espinhal (M ≤ 750); espaço epidural (≤ 3000 mm); e osso vertebral (≤ 5000 mm). <img src="/files/ftp_upload/2443/2443table1.jpg" alt="Tabela 1"> Tabela 1 valores de resistividade dos domínios FEM (Holsheimer, 2002;. Wesselink et al, 1999). E modificação (espaço epidural) para combinar com dados clínicos. A geometria da medula espinhal (Figura 2) foi criado usando uma combinação de recursos de fontes literatura relevante. A secção transversal do cabo foi derivado de Kameyama et al, ea trajetória da raiz dorsal (DR) de Struijk et al foi adotado (Kameyama et al, 1996;... Struijket al., 1993b). Coluna dorsal (DC) fibras foram colocados em grade regular de (200um para a direção médio-lateral e direção dorsoventral 100um; ver Figura 2A) e projetado na direção rostro-caudal. Cada DR foi modelada como fibra de 'mãe' de maior diâmetro ligado a fibras 'filha' bifurcado de menor diâmetro (Fig. 2B). <img src="/files/ftp_upload/2443/2443fig2.jpg" alt="Figura 2"> Figura 2. Estrutura do modelo de medula espinhal. (A) visão transacional da medula espinhal e localização das fibras da coluna dorsal. (B) raízes dorsais são compostos de uma fibra de mãe e filha fibras bifurcada. A trajetória da fibra mãe foi digitalizado a partir Struijk 1993. (C) visão tridimensional da medula espinhal e das fibras DR. Investigação modelo Uma vez que os eletrodos foram posicionados dentro do modelo, os dois tipos de estimuladores foram implementadas, definindo as correntes de dois contatos paralelos. Para um sistema de fonte única, havia três métodos possíveis para fornecer corrente: a. o contato mais à esquerda tem todas as correntes; b. os dois contatos de cada entregar 50% da corrente; c. o contato mais à direita fornece todos os atuais. Notamos aqui que a impedância dos dois contatos é assumido ser igual, embora isto seja pouco provável que seja verdade na aplicação clínica. Para o sistema de múltiplas fontes, cada contato foi definida a ter sua própria fonte atual controlável em 1% incremental mudanças em curso entre os contatos. Em outras palavras, se a corrente total entregue aos dois contatos é 10mA, no sistema de múltiplas fontes a corrente a cada contato foi especificada a qualquer fração do total, enquanto a soma das correntes através de cada contato 10mA iguais. Por exemplo, o contato mais à esquerda pode entregar 6,8 mA, onde o contato mais à direita, então, entregar 3,2 mA. Para o sistema de múltiplas fontes, 100 fracionária divide de corrente foram programados desta forma. Para calcular a região de ativação dentro das colunas dorsal de cada sistema, uma análise da função de ativação foi realizada. A função de ativação é uma aproximação da mudança no potencial transmembrana quando a corrente estimulando extracelular é aplicada ao tecido neural para um dado eletrodo ea geometria da fibra. A região de ativação foi definido como o locus de fibras no modelo onde a função de ativar (ou simplesmente diferença de tensões segundo ao longo axônio) ultrapassou um determinado limite (ex. 0.1mV/mm2). O ponto central da estimulação foi definido e calculado como o centróide geométrico da região 3-dimensional de ativação. Para determinar a amplitude de estimulação, os dois contatos foram especificados para ser catodos (50% e 50% potencial negativo em dois contactos) em uma configuração monopolar (fontes atuais entregue com densidade de corrente equivalente a partir das fronteiras do modelo). A amplitude de estimulação foi, então, iterativamente aumentada até a primeira fibra ativada foi observado (isso foi sempre uma fibra coluna dorsal). Esta primeira ativação foi assumida para correlacionar primeira percepção de parestesia por um paciente no contexto clínico. No modelo, a corrente foi depois aumentada para 1,4 * (mA para ativar primeira fibra) eo centróide da região resultante de ativação foi calculado. Centróides de todas as etapas de direcção (100:0 a 0:100) foram calculados com amplitude determinado na etapa anterior. Resolução de variação média centróide foi gama localização centróide dividida por etapas atuais. 3. Resultado: Quando direcção estimulação mediolaterally entre as derivações dual, o modelo computacional que prevê um dispositivo com fontes independentes de corrente para cada contato pode ter como alvo pontos mais centrais de estimulação na coluna dorsal que um sistema de fonte única (100 vs 3). Como resultado disso, a resolução do ajuste do ponto central de estimulação é de 30 hm com um sistema de múltiplas fontes, um aumento de 50 vezes comparado ao aproximada de uma única fonte de sistemas (ver Figura 3). <img src="/files/ftp_upload/2443/2443fig3.jpg" alt="Figura 3"> Figura 3. O modelo computacional faz as seguintes previsões. A. configuração levar Dual: 2,0 mm entre a separação conduz com estimulação monopolo. Dispositivos de origem B. Único que fornecer uma única fonte de poder compartilhado para todos os contatos pode ter como alvo três pontos centrais de estímulo ao deslocar a estimulação mediolaterally (um tamanho de passo de 1 mm, em média, com 2 separação levar mm). C: Um dispositivo com uma fonte de alimentação dedicada para cada contato pode atingir 100 pontos centrais lateralmente na coluna dorsal quando fractionalizing corrente em incrementos de 1%, ou 10 pontos centrais quando fractionalizing em incrementos de 10% (um tamanho de passo de 0,02 mm para 1% passos e 0,2 mm para as etapas 10% em média).

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</ol>

Os autores são funcionários da Boston Scientific Neuromodulação.

A capacidade de estimulação regiões centro na coluna dorsal com alta resolução pode permitir uma melhor optimização de parestesia dor sobreposição de pacientes. Ou seja, em um determinado paciente, a região de ativação nas colunas dorsal podem ser focalizados para maximizar a cobertura de áreas dolorosas, minimizando efeitos colaterais (devido à estimulação de fibras indesejáveis, que podem gerar parestesia em locais indesejáveis ​​ou criar motora ou autonômica efeitos).

<ul><li> NEURÔNIO ( <a href="http://www.neuron.yale.edu">http://www.neuron.yale.edu</a> ) </li><li> ANSYS (Canonsburg, PA, <a href="http://www.ansys.com">http://www.ansys.com</a> ) </li><li> Matlab (Natick, MA, <a href="http://www.mathworks.com">http://www.mathworks.com</a> ) </li></ul>

dirigibilidade coluna dorsal com terminais paralelo duplo usando fontes de energia dedicados: um modelo computacional

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

Na estimulação da medula espinal (SCS), a concordância de estimulação induzida por parestesia dolorosa mais regiões do corpo é uma condição necessária para a eficácia terapêutica. Uma vez que os padrões de dor do paciente pode ser único, uma configuração de estímulo comum é a colocação de dois fios em paralelo no espaço epidural dorsal. Esta construção proporciona flexibilidade na condução estimulação atual mediolaterally sobre a coluna dorsal para conseguir uma melhor dor parestesia se sobrepõem. Usando um modelo matemático com uma distribuição precisa de fibra de diâmetro, estudamos a possibilidade de paralelo dupla leva para orientar a estimulação entre contatos adjacentes em paralelo dupla leva usando (1) um sistema de fonte única, e (2) um sistema multi-fonte, com um dedicada fonte de corrente para cada contato. O modelo de volume condutor de um cabo de baixa espinhal torácica com epidural posicionada paralela dupla (2 separação mm) leva percutânea foi criado, eo campo elétrico foi calculada usando ANSYS, uma ferramenta de modelagem finita elemento. A função de ativação por 10 fibras hum foi calculada como a segunda diferença do potencial extracelular ao longo dos nós de Ranvier sobre as fibras nervosas na coluna dorsal. O volume de ativação (VOA) eo ponto central da VOA foram computados usando um determinado limite da função de ativação. O modelo comparou os resultados de campo com direção única fonte de energia versus sistemas dedicados fonte de dupla leva oito contato estimulação. O modelo previu que o sistema multi-source pode direcionar mais pontos centrais de estimulação na coluna dorsal que um sistema de fonte única (100 vs 3) ea etapa de direcção, para a direção médio-lateral é de 0,02 mm para fonte de sistemas multi-vs 1 mm para sistemas de fonte única, uma melhoria de 50 vezes. A capacidade de estimulação regiões centro na coluna dorsal com alta resolução pode permitir uma melhor optimização de parestesia dor sobreposição de pacientes.

Usando um modelo matemático de estimulação da medula espinhal, descobrimos que um sistema multi-source com fontes de energia independente para cada contato pode direcionar mais pontos centrais de estimulação na coluna dorsal (100 vs 3) e tem 50 vezes mais resolução de direção de campo ( 0,02 milímetros vs 1mm) do que um sistema de fonte única.

Dirigibilidade coluna dorsal com terminais paralelo duplo usando fontes de energia dedicados: um modelo computacional

Na estimulação da medula espinhal (SCS), a concordância da parestesia induzida pela estimulação sobre as regiões dolorosas do corpo é uma condição necessária para o efeito terapêutico...

O objetivo geral do seguinte experimento é avaliar a capacidade de direcionamento lateral do campo no meio de um sistema de estimulação da medula espinhal com múltiplas fontes na estimulação da medula espinhal. A concordância entre a parestesia induzida pela estimulação e as regiões corporais dolorosas é uma condição necessária para a eficácia terapêutica. Como os padrões de dor dos pacientes podem ser únicos, uma configuração comum de estimulação consiste na colocação de dois eletrodos em paralelo no espaço epidural dorsal.Essa construção oferece flexibilidade no direcionamento da estimulação, movendo lateralmente a corrente no meio da coluna dorsal para obter uma melhor sobreposição de parestesia. A avaliação da capacidade de direcionamento da estimulação é realizada primeiramente criando um modelo de elementos finitos da medula espinhal humana para determinar os campos de potencial gerados por eletrodos de estimulação da medula espinhal epidural. Em um segundo passo, os potenciais dentro da coluna dorsal são calculados para uma variedade de correntes catódicas fornecidas por dois tipos de sistemas de estimulação da medula espinhal.De múltiplas fontes, em que cada contato implantado possui uma fonte de corrente dedicada, e de fonte única, na qual há apenas uma fonte de corrente conectada a múltiplos contatos. Em seguida, os potenciais são utilizados para calcular o volume previsto de ativação na coluna dorsal para cada tipo de sistema. Para comparar a resolução medial lateral do recrutamento de fibras em cada sistema, os resultados mostram que o sistema de múltiplas fontes pode direcionar pontos de estimulação mais centrais na coluna dorsal do que um sistema de fonte única, e o passo médio de direcionamento medial lateral é de 20 mícrons para sistemas de múltiplas fontes versus um milímetro para sistemas de fonte única.Uma melhoria de 50 vezes. A capacidade de centralizar regiões de estimulação na coluna dorsal com alta resolução pode permitir uma melhor otimização da sobreposição da parestesia com a dor em pacientes. A principal vantagem do uso da técnica de estimulação com múltiplas fontes em comparação com a técnica de fonte única é que o campo de estimulação pode ser ajustado com precisão para estimular seletivamente o neurônio-alvo na coluna dorsal de cada paciente individualmente, o que basicamente maximiza a possibilidade terapêutica enquanto minimiza os efeitos colaterais.O modelo matemático definido aqui é um modelo de elementos finitos ou FEM da medula espinhal torácica baixa e seu ambiente circundante. O modelo FEM inclui a substância branca e cinzenta da medula espinhal, o líquido cefalorraquidiano, a dura-máter, o tecido do espaço epidural, o osso vertebral e dois eletrodos cilíndricos multicontato. Cada eletrodo multicontato consiste em oito contatos cilíndricos de platina-irídio, separados por segmentos de um milímetro de polímero isolante.Atualmente, considera-se que oito eletrodos de contato são o padrão clínico na estimulação da medula espinhal. O uso de oito contatos evoluiu a partir de dispositivos anteriores que tinham apenas dois ou quatro contatos. Estudos sugerem que um maior número de contatos, e consequentemente uma maior extensão da cobertura da medula espinhal, é mais eficaz para manter a terapia ao longo do tempo.Diante da migração de eletrodos, um problema muito comum, os eletrodos são posicionados dorsalmente sobre a dura-máter, separados por 2,6 milímetros. Por simplicidade. Na simulação, pares de eletrodos são posicionados simetricamente em relação à linha média da medula espinhal.No modelo, a espessura da camada de líquido cefalorraquidiano entre os contatos e a superfície dorsal da medula espinhal é especificada como sendo de 3,2 milímetros. As resistividades elétricas utilizadas no modelo são fornecidas aqui. O líquido cefalorraquidiano, a substância branca e a dura-máter apresentam a menor resistividade.A gordura epidural e o osso vertebral possuem alta resistividade; aqui é mostrada a malha do modelo de elementos finitos (FEM) para a medula espinhal e o eletrodo multicontato. O volume é discretizado com mais de 100 milhões de nós, com uma malha de alta densidade na região próxima à localização dos eletrodos. Apenas as partes de alta densidade da malha são exibidas aqui.A malha é segmentada em seções de densidade variável de nós. A separação entre nós próximos aos contatos é menor ou igual a 300 mícrons. A separação dos nós no isolante dura e na medula espinhal é menor ou igual a 750 mícrons.A densidade de nós do espaço epidural é menor ou igual a 3000 mícrons, e a separação dos nós do osso vertebral é menor ou igual a 5.000 mícrons. O modelo 3D da geometria da medula espinhal é criado usando uma combinação de características provenientes de fontes relevantes da literatura. As fibras da coluna dorsal são posicionadas em uma grade regular de 200 mícrons na direção médio-lateral, 100 mícrons na direção dorsal-ventral e projetadas na direção estrocórdica.Uma vez que os eletrodos são posicionados dentro do modelo, dois tipos de estimuladores são implementados mediante a definição das correntes para dois contatos paralelos. Em um sistema de fonte única, há um único cátodo e ânodo que podem ser conectados a qualquer conjunto de contatos quando implementados. No modelo, apenas a polaridade de um contato é definida, e a corrente através de qualquer contato depende do número de contatos conectados a qualquer polo.Por exemplo, se um único contato estiver conectado ao cátodo, esse contato drena toda a corrente do cátodo. No entanto, se dois contatos estiverem conectados ao polo catódico da fonte, eles dividem a corrente ao meio, 50% cada. É claro que, no modelo matemático, a impedância de cada contato é idêntica, o que normalmente não é verdade em aplicações clínicas.Isso implica que a corrente fornecida a cada contato em um sistema com uma única fonte não é controlada. Para nossas investigações com o modelo, utilizamos três métodos possíveis para fornecer corrente. No primeiro método, o catodo mais à esquerda recebe toda a corrente; no segundo, os dois catodos fornecem cada um 50% da corrente; e no terceiro, o catodo mais à direita fornece toda a corrente. No sistema com múltiplas fontes, cada contato é definido como tendo sua própria fonte de corrente, controlável em incrementos de 1% nas mudanças de corrente entre os contatos.Em outras palavras, se a corrente total fornecida aos dois contatos for de 10 miliampères, a corrente para cada contato é especificada como qualquer fração do total, desde que a soma das correntes através de cada contato seja igual a 10 miliampères. Por exemplo, se o contato esquerdo fornecer 6,8 miliampères, o contato direito forneceria então 3,2 miliampères. As 100 divisões fracionais da corrente são programadas dessa maneira.O cátodo é o contato principal envolvido na estimulação neural. A ativação do contato catódico provoca o fluxo de corrente em direção ao contato; a corrente elétrica flui ao longo do axônio, mas também pelo interior do axônio e através da membrana do axônio. Nos nós de Ranvier, essas correntes levam à despolarização na região mediana do axônio e à hiperpolarização nas partes laterais do axônio.A função matemática que modela a despolarização e a hiperpolarização é chamada de função de ativação. A função de ativação é uma aproximação da alteração nos potenciais transmembrana. Quando uma corrente estimuladora extracelular é aplicada aos tecidos neurais numa determinada geometria de eletrodo e fibra, a função de ativação é então aplicada à medula espinhal e às fibras da coluna dorsal.A região de ativação é definida como o localização das fibras. No modelo em que a função de ativação excede um limiar predeterminado, a função de ativação é utilizada para prever regiões de ativação nas colunas dorsais. O ponto central de estimulação é definido e calculado como o centróide da região tridimensional de ativação. Para determinar a amplitude da estimulação, um contato do eletrodo da coluna esquerda é especificado como cátodo.Em uma configuração monopolares, a amplitude da estimulação é então aumentada iterativamente até que a primeira fibra seja ativada. Essa fibra é sempre uma coluna dorsal.Fibra. Assume-se que essa primeira ativação esteja correlacionada à primeira percepção de parestesia por um paciente em um contexto clínico.No modelo, a corrente é então aumentada para 1,4 vezes a corrente necessária para ativar a primeira fibra, e o OID da região resultante de ativação é calculado. Os OIDs de todas as 100 etapas de direcionamento, começando de 100 até zero e passando por zero até 100, são computados com a amplitude determinada conforme no passo anterior. A resolução média da mudança de OID é a faixa de localização do OID dividida pelo número de passos de corrente.O modelo de elementos finitos assume dois eletrodos paralelos, posicionados a 2,6 milímetros de distância, cada um com oito contatos. Um único dispositivo fonte que fornece uma fonte de energia compartilhada para todos os contatos pode direcionar-se a três pontos centrais de estimulação. Ao deslocar o meio de estimulação lateralmente, isso corresponde a um tamanho de passo médio de um milímetro com separação de dois milímetros entre os eletrodos; um dispositivo com uma fonte de energia dedicada para cada contato pode direcionar-se a 100 pontos centrais na direção medial-lateral na coluna dorsal.Ao fracionar a corrente em incrementos de 1%, isso corresponde a um tamanho de passo de 0,02 milímetros para etapas de 1% ao direcionar a estimulação medialmente e lateralmente entre dois eletrodos. O modelo computacional apresentado aqui prevê que um dispositivo com fontes de corrente independentes para cada contato pode direcionar pontos de estimulação mais centrais na coluna dorsal do que um sistema com fonte única. Como resultado disso, a resolução do ajuste do ponto central de estimulação é de 20 mícrons com o sistema de múltiplas fontes, o que representa um aumento de aproximadamente 50 vezes na resolução em comparação com sistemas de fonte única. A capacidade de direcionar a região de estimulação na coluna dorsal com alta resolução pode permitir uma melhor otimização da sobreposição com a dor do procedimento.No paciente em questão, a razão da ativação naqueles de cor pode ser direcionada para maximizar a cobertura da área dolorosa, ao mesmo tempo que minimiza os efeitos colaterais. Portanto, o uso de uma corrente fracionada a partir de uma fonte independente permite o direcionamento preciso da estimulação sobre os nervos-alvo na coluna Doser durante a terapia de estimulação da medula espinhal.

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Medicine

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