Dorsal Column Lenkbarkeit mit Dual Parallel Leads mit Dedicated Power Sources: ein Rechenmodell

Medicine
 

Summary

Mit Hilfe eines mathematischen Modells der Rückenmarkstimulation, fanden wir, dass ein Multi-Source-System mit unabhängigen Stromquellen für jeden Kontakt kann mehreren zentralen Punkten der Stimulation auf der dorsalen Säule (100 vs 3) Ziel und hat 50-fach stärker Bereich Lenkung Auflösung ( 0,02 mm vs 1mm) als ein Single-Source-System.

Cite this Article

Copy Citation | Download Citations

Lee, D., Gillespie, E., Bradley, K. Dorsal Column Steerability with Dual Parallel Leads using Dedicated Power Sources: A Computational Model. J. Vis. Exp. (48), e2443, doi:10.3791/2443 (2011).

Please note that all translations are automatically generated.

Click here for the english version. For other languages click here.

Abstract

In Rückenmarkstimulation (SCS), Konkordanz stimulationsinduzierte Parästhesien über schmerzhafte Körperregionen ist eine notwendige Voraussetzung für die therapeutische Wirksamkeit. Da Patient Schmerzen Muster können einmalig sein, ist eine häufige Stimulation Konfiguration der Platzierung von zwei Leitungen parallel in den dorsalen Epiduralraum. Dieses Konstrukt bietet Flexibilität bei der Steuerung der Reizstrom mediolaterally über die dorsale Säule besser Schmerz-Parästhesien Überlappung zu erreichen. Mit einem mathematischen Modell mit einem genauen Faserdurchmesserverteilung untersuchten wir die Fähigkeit des dualen parallel führt zur Anregung zwischen benachbarten Kontakten mit doppeltem parallel zu steuern führt mit (1) einer Hand-System, und (2) ein Multi-Source-System, mit einem gewidmet Stromquelle für jeden Kontakt. Das Volumen Dirigent Modell einer Low-thorakalen Rückenmarkes mit epidural positioniert dual parallel (2 mm Abstand) perkutane führt wurde zuerst geschaffen, und das elektrische Feld wurde mittels ANSYS, ein Finite-Elemente-Modellierungswerkzeug. Die aktivierende Funktion für 10 um Fasern wurde als zweiter Unterschied der extrazellulären Potenzial entlang der Knoten Ranvier auf die Nervenfasern in den dorsalen Spalte berechnet. Das Volumen der Aktivierung (VOA) und der zentrale Punkt der VOA wurden mit Hilfe einer vorgegebenen Schwelle der aktivierenden Funktion. Das Modell verglichen Bereich Lenkung Ergebnisse mit Hand gegen eigene Stromquelle Systeme auf Dual 8-Kontakt Stimulation führt. Das Modell prognostiziert, dass der Multi-Source-System kann mehrere zentrale Punkte der Stimulation auf der dorsalen Säule als ein einziges Quellsystem (100 vs 3) und die mittlere Lenkung Schritt für mediolateral Lenkung Ziel ist 0,02 mm für Multi-Source-Systeme vs 1 mm für Einzel-Source-Systeme, ein 50-fache Verbesserung. Die Fähigkeit zur Mitte Stimulation Regionen in der dorsalen Säule, die mit hoher Auflösung können zur besseren Optimierung von Parästhesien-Schmerz Überschneidungen bei Patienten ermöglichen.

Protocol

1. Einleitung:

Spinal Cord Stimulation oder SCS, wurde klinisch seit 1967 angewandt, als Dr. Norman Shealy erste Stimulation Elektroden über dem dorsalen Spalten in einem Versuch, Erleichterung für Patienten mit chronischen, hartnäckigen Schmerzen (Shealy et al., 1967) bieten implantiert. SCS ist die klinische Umsetzung der Gate-Theorie, die die Aktivierung von großen myelinisierten afferenten Nerven, die Berührung und Druck Empfindungen vermitteln postuliert, hemmen kann, oder "das Tor schließen" auf die Übertragung von Schmerz-Signale zu höheren Zentren im Gehirn (Melzack & Wall , 1965). Technologie für SCS hat über die Jahrzehnte verbessert, mit mehr zuverlässige Stimulation Ausrüstung besser entwickelt, um die Dorsalsäulen stimulieren entwickelt hat.

Der Schlüssel zu diesen Verbesserungen haben ein erhöhtes Verständnis der Neuroanatomie und Neurophysiologie des Rückenmarks relevant für die klinische elektrische Stimulation wurde. Dieses Verständnis wurde durch rechnerische Modellierung des SCS vorgebracht worden. Computational Modeling von Neuronen verwendet wurde, um grundlegende Mechanismen für neuronale Stimulation verstehen, da Hodgkin und Huxley das mathematische Modell erstmals beschrieben wurde (Hodgkin und Huxley, 1952). Neuronale Aktivität moduliert wird durch elektrische Felder als intrazelluläre Stromeinspeisung und extrazelluläre Potential Felder angewendet werden. Ranck qualitativ diskutiert, wie sich Veränderungen in der extrazellulären Spannung in der Nähe eines Axons einigen Regionen der Axon-Membran zu depolarisieren und andere hyperpolarisieren (Ranck, 1975) führen.

Ein Rechenmodell für SCS wurde ursprünglich von Coburn und Sin (Coburn, 1980) entwickelt und war maßgeblich gefördert durch Holsheimer und Kollegen, beginnend mit Struijk und Holsheimer die Entwicklung eines dreidimensionalen Feldes Modell der SCS (Holsheimer und Struijk, 1988). Ihr Rechenmodell geschätzte Wirkung der anatomischen Parameter auf die Schwellen von dorsal Spalte Fasern (Struijk et al., 1992), prognostizierte das Potenzial Ort der Anregung in dorsalen Wurzelfasern (Struijk et al., 1993b), und analysiert die Wirkung von CSF Dicke (Struijk et al, 1993a.) mit der klinischen Validierungen (He et al, 1994;. Holsheimer et al, 1995a;.. Holsheimer et al, 1994). Das Modell trug wesentlich zur Gestaltung der Stimulation führen Design, was darauf hindeutet optimalen Parameter für den Kontakt Größe und Abstand (Holsheimer und Struijk, 1992; Holsheimer und Wesselink, 1997), eine Vorzugsbehandlung Stimulation der dorsalen Säule Fasern über Wurzelfasern (Holsheimer et al Gunst. 1995b).

2. Methoden:

Mathematisches Modell Definition

Eine Finite-Element-mathematischen (FEM)-Modell wurde der Low-thorakalen Rückenmarkes und seiner Umgebung geschaffen. Die FEM-Modell besteht aus Rückenmark weißen und grauen Substanz, Liquor, Dura, Epiduralraum Gewebe, Wirbelknochen und zwei zylindrischen MultiContact führt. Jede Leitung bestand aus acht zylindrischen Platin-Iridium-Kontakte (Dirigieren Domains, 3mm Länge und 1,25 mm Durchmesser), gefolgt von 1mm Länge von isolierenden Polymer (nicht-leitenden Bereichen, 1mm Länge) getrennt. Das führt wurden dorsal, auf der Spitze die Dura positioniert und symmetrisch, 1mm auf jeder Seite der Mittellinie des Rückenmarks. Im Modell wurde die "Dicke" der Liquor-Schicht zwischen den Kontakten und der dorsalen Oberfläche des Rückenmarks (DCSF) angegeben werden 3,2 mm. Die Geometrie des Modells ist in Abbildung 1A dargestellt und elektrischen Widerstände sind in Tabelle I angegeben, Werte kommen vor allem aus der Literatur (Holsheimer, 2002;. Wesselink et al, 1999). Das Volumen wurde mit über 1 Million Knoten vernetzt, mit einer High-Density-Netz in der Region in der Nähe, wo Elektroden befinden, wie in Abbildung 1B dargestellt.

Abbildung 1
Abbildung 1. Darstellung der Masche des FEM für das Rückenmark und MultiContact führen. (A)-Komponenten und die Struktur des Modells. (B) Modell Mesh - nur die hohe Dichte Teil dargestellt. Die Masche war segmentiert in Abschnitte von variablen Knoten Dichte: in der Nähe der Kontakte (≤ 300 um); Isolator, Dura und Rückenmark (≤ 750 mu m); Epiduralraum (≤ 3000 um); und Wirbelknochen (≤ 5000 um).

Tabelle 1
Tabelle 1 Widerstandswerte der FEM-Domains (Holsheimer, 2002;. Wesselink et al, 1999). Und Modifikation (Epiduralraum) übereinstimmen klinischen Daten.

Das Rückenmark Geometrie (Abbildung 2) wurde mit einer Kombination von Merkmalen aus der einschlägigen Literatur Quellen. Der Querschnitt des Kabels wurde von Kameyama et al abgeleitet, und die Spinalganglien (DR) Flugbahn Struijk et al angenommen (Kameyama et al, 1996;... Struijket al., 1993b). Dorsal Spalte (DC)-Fasern wurden in regelmäßigen Gitter von (200um für mediolateral Richtung und 100um dorsoventrale Richtung, siehe Abbildung 2A) platziert und projiziert in die rostrokaudalen Richtung. Jeder DR wurde als einen größeren Durchmesser "Mutter"-Faser verbunden gegabelten "Tochter"-Fasern mit kleinerem Durchmesser (Abb. 2B) modelliert.

Abbildung 2
Abbildung 2. Aufbau des Rückenmarks Modell. (A) Transactional Blick auf das Rückenmark und die Lage der dorsalen Säule Fasern. (B) Dorsale Wurzeln sind von einer Mutter Faser-und gegabelte Tochter Fasern. Die Flugbahn der Mutter Faser wurde von Struijk 1993 digitalisiert. (C) Dreidimensionale Ansicht des Rückenmarks und der DR-Fasern.

Modell Investigation

Sobald die Leitungen innerhalb des Modells positioniert waren, wurden die zwei Arten von Stimulatoren durch die Definition der Ströme für zwei parallele Kontakte realisiert. Für eine einzelne Quelle-System gab es drei mögliche Methoden zu liefern Strom: a. der linken Kontaktstelle hat alle aktuellen, b. die beiden Kontakte jedes liefern 50% des Stroms; c. die am weitesten rechts wenden liefert alle aktuellen. Wir merken hier, dass die Impedanz der beiden Kontakte ausgegangen ist gleich, auch wenn dies unwahrscheinlich, dass in der klinischen Anwendung wahr.

Für die multisource System wurde jeder Kontakt definiert seine eigene Stromquelle steuerbar in 1% inkrementelle Änderungen zwischen der aktuellen Kontakte haben. In anderen Worten, wenn die gesamte gelieferte Strom auf die beiden Kontakte ist 10mA, in der Quellen-System die aktuelle jedem Kontakt wurde auf jeden Bruchteil der gesamten angegeben, so lange, wie die Summe der Ströme durch jeden Kontakt gleich 10mA. Zum Beispiel könnte der linken Kontaktstelle liefern 6,8 mA, wo die am weitesten rechts wenden dann liefern würde 3,2 mA. Für die multisource System, teilt 100 Spitzenbeträge von aktuellen auf diese Weise programmiert wurden.

Zur Berechnung der Region Aktivierung im dorsalen Spalten von jedem System, wurde eine aktivierende Funktion Analyse durchgeführt. Die aktivierende Funktion ist eine Angleichung der Veränderung in der transmembrane Potential, wenn extrazelluläre Reizstrom zu Nervengewebe ist für eine bestimmte Elektrode und Fasergeometrie angewendet. Die Region Aktivierung wurde als Ort der Fasern in das Modell, wo das aktivierende Funktion (oder einfach nur zweite Unterschied der Spannungen entlang Axon) überschritten einen vorbestimmten Schwellenwert (ex. 0.1mV/mm2) definiert. Der zentrale Punkt der Stimulation wurde definiert und die geometrische Schwerpunkt des 3-dimensionalen Gebiet der Aktivierung berechnet.

Um festzustellen, Stimulationsamplitude wurden die beiden Kontakte angegeben werden, um Kathoden (50% und 50% negative Potential auf zwei Kontakte) in eine monopolare Konfiguration (bezogen Strom mit entsprechenden Stromdichte von Modell Grenzen ausgeliefert werden). Die Stimulationsamplitude wurde dann iterativ erhöht, bis die erste Faser aktiviert beobachtet wurde (dies war immer eine dorsale Säule Faser). Diese erste Aktivierung wurde angenommen, dass die erste Wahrnehmung von Parästhesien von einem Patienten in der Klinik korrelieren. Im Modell wurde dann der Strom auf 1,4 * (mA zum ersten Faser zu aktivieren) erhöht und der Schwerpunkt der resultierenden Region der Aktivierung berechnet. Schwerpunkte aller Lenkung Schritte (100:0 bis 0:100) wurden mit einer Amplitude im vorherigen Schritt ermittelt berechnet. Durchschnittliche Auflösung von Zentroid Veränderung war Schwerpunkt Standort Spektrum von aktuellen Schritte unterteilt.

3. Ergebnis:

Beim Lenken Stimulation mediolaterally zwischen dualen Leads, prognostiziert das Rechenmodell, dass ein Gerät mit unabhängigen Stromquellen für jeden Kontakt kann mehreren zentralen Punkten der Stimulation auf der dorsalen Säule als ein einziges Quellsystem (100 vs 3) Ziel. Als Folge davon ist die Auflösung der Einstellung der zentrale Punkt der Stimulation 30 um mit einem multisource System, eine ungefähre 50-fachen Anstieg im Vergleich zu Single-Source-Systeme (siehe Abbildung 3).

Abbildung 3
Abbildung 3. Das Rechenmodell macht die folgenden Prognosen. A. Dual-lead-Konfiguration: 2,0 mm Abstand zwischen Leitungen mit Monopol-Stimulation. B. Single-Source-Geräte, die einen einzigen, gemeinsam genutzten Energiequelle für alle Kontakte bieten können zielen auf drei zentrale Punkte der Stimulation beim Verschieben Stimulation mediolaterally (einer Schrittweite von 1 mm im Durchschnitt mit 2 mm Blei-Trennung). C: Ein Gerät mit einem eigenen Stromquelle für jeden Kontakt kann zu 100 zentrale Punkte seitlich Ziel in der dorsalen Säule, wenn fractionalizing in Schritten von 1% oder 10 zentrale Punkte Strom, wenn fractionalizing in Schritten von 10% (eine Schrittweite von 0,02 mm bei 1% Schritte und 0,2 mm für 10%-Schritten im Durchschnitt).

Discussion

Die Fähigkeit zur Mitte Stimulation Regionen in der dorsalen Säule, die mit hoher Auflösung können zur besseren Optimierung von Parästhesien-Schmerz Überschneidungen bei Patienten ermöglichen. Das heißt, bei einem bestimmten Patienten kann die Region der Aktivierung im dorsalen Säulen konzentrieren, die Versorgung von schmerzhaften Bereichen zu maximieren bei gleichzeitiger Minimierung der Nebenwirkungen (durch Stimulation von unerwünschten Fasern, die Parästhesien in unerwünschten Standorten zu generieren oder zu schaffen motorischen oder autonomen Effekte).

Disclosures

Die Autoren sind Mitarbeiter von Boston Scientific Neuromodulation.

Acknowledgments

Diese Studie wurde von Boston Scientific Neuromodulation finanziert.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
NEURON
ANSYS
Matlab

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Barolat, G. Current Status of Epidural Spinal Cord Stimulation. Neurosurgery Quarterly. 5, 98-124 (1995).
  2. Coburn, B. Electrical stimulation of the spinal cord: two-dimensional finite element analysis with particular reference to epidural electrodes. Med Biol Eng Comput. 18, 573-584 (1980).
  3. Feirabend, H. K., Choufoer, H., Ploeger, S., Holsheimer, J., van Gool, J. D. Morphometry of human superficial dorsal and dorsolateral column fibres: significance to spinal cord stimulation. Brain. 25, 1137-1149 (2002).
  4. He, J., Barolat, G., Holsheimer, J., Struijk, J. J. Perception threshold and electrode position for spinal cord stimulation. Pain. 59, 55-63 (1994).
  5. Hodgkin, A. L., Huxley, A. F. A quantitative description of membrane current and its application to conduction and excitation in nerve. J Physiol. 117, 500-544 (1952).
  6. Holsheimer, J. Which Neuronal Elements are Activated Directly by Spinal Cord Stimulation. Neuromodulation. 5, 25-31 (2002).
  7. Holsheimer, J., Barolat, G., Struijk, J. J., He, J. Significance of the spinal cord position in spinal cord stimulation. Acta Neurochir Suppl. 64, 119-1124 (1995).
  8. Holsheimer, J., den Boer, J. A., Struijk, J. J., Rozeboom, A. R. MR assessment of the normal position of the spinal cord in the spinal canal. AJNR Am J Neuroradiol. 15, 951-959 (1994).
  9. Holsheimer, J., Struijk, J. J. Analysis of spinal cord stimulation. Electrophysiological Kinesiology. Wallinga, W., Boom, W., De Vries, J. Excerpta Medica Congress Series. Amsterdam. Vol 804 95-98 (1988).
  10. 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).
  11. Holsheimer, J., Struijk, J. J., Tas, N. R. Effects of electrode geometry and combination on nerve fibre selectivity in spinal cord stimulation. Med Biol Eng Comput. 33, 676-682 (1995).
  12. Holsheimer, J., Wesselink, W. A. Optimum electrode geometry for spinal cord stimulation: the narrow bipole and tripole. Med Biol Eng Comput. 35, 493-497 (1997).
  13. Kameyama, T., Hashizume, Y., Sobue, G. Morphologic features of the normal human cadaveric spinal cord. Spine. 21, 1285-1290 (1996).
  14. McIntyre, C. C., Grill, W. M. Extracellular stimulation of central neurons: influence of stimulus waveform and frequency on neuronal output. J Neurophysiol. 88, 1592-1604 (2002).
  15. McIntyre, C. C., Miocinovic, S., Butson, C. R. Computational analysis of deep brain stimulation. Expert Rev Med Devices. 4, 615-622 (2007).
  16. Melzack, R., Wall, P. D. Pain mechanisms: a new theory. Science. 150, 971-979 (1965).
  17. Ranck, J. B. Jr Which elements are excited in electrical stimulation of mammalian central nervous system: a review. Brain Res. 98, 417-440 (1975).
  18. Shealy, C. N., Mortimer, J. T., Reswick, J. B. Electrical inhibition of pain by stimulation of the dorsal columns: preliminary clinical report. Anesth Analg. 46, 489-491 (1967).
  19. Smith, M. C., Deacon, P. Topographical anatomy of the posterior columns of the spinal cord in man. The long ascending fibres. Brain. 107, 671-698 (1984).
  20. Struijk, J. J., Holsheimer, J., Barolat, G., He, J., Boom, H. B. Paresthesia Thresholds in Spinal Cord Stimulation: A Comparison of Theoretical Results with Clinical Data. IEEE Trans Rehab Eng. 1, 101-107 (1993).
  21. Struijk, J. J., Holsheimer, J., Boom, H. B. Excitation of dorsal root fibers in spinal cord stimulation: a theoretical study. IEEE Trans Biomed Eng. 40, 632-639 (1993).
  22. Struijk, J. J., Holsheimer, J., van der Heide, G. G., Boom, H. B. Recruitment of dorsal column fibers in spinal cord stimulation: influence of collateral branching. IEEE Trans Biomed Eng. 39, 903-912 (1992).
  23. Struijk, J. J., Holsheimer, J., van Veen, B. K., Boom, H. B. Epidural spinal cord stimulation: calculation of field potentials with special reference to dorsal column nerve fibers. IEEE Trans Biomed Eng. 38, 104-110 (1991).
  24. Wesselink, W. A., Holsheimer, J., King, G. W., Torgerson, N. A., Boom, H. B. K. Quantitative Aspects of the Clinical Performance of Transverse Tripolar Spinal Cord Stimulation. Neuromodulation. 2, 5-14 (1999).

Comments

0 Comments


    Post a Question / Comment / Request

    You must be signed in to post a comment. Please or create an account.

    Usage Statistics