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

Medicine
 

Summary

Met behulp van een wiskundig model van het ruggenmerg stimulatie, vonden we dat een multi-source systeem met onafhankelijke stroombronnen voor elk contact kan meer centrale punten van stimulatie op de dorsale kolom (100 vs 3) doel en heeft 50-voudig meer veld sturen resolutie ( 0,02 mm vs 1 mm) dan een single-source systeem.

Cite this Article

Copy Citation | Download Citations | Reprints and Permissions

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 ruggenmergstimulatie (SCS), concordantie van de stimulatie-geïnduceerde paresthesie meer dan pijnlijke regio's is een noodzakelijke voorwaarde voor de therapeutische werkzaamheid. Omdat de patiënt pijn patronen kunnen uniek zijn, een gemeenschappelijke stimulatie configuratie is de plaatsing van de twee leidt in parallel in het dorsale epidurale ruimte. Deze constructie zorgt voor flexibiliteit bij het sturen van stimulatie van de huidige mediolaterally over de dorsale kolom om beter pijn-paresthesie overlap te bereiken. Met behulp van een wiskundig model met een accurate vezeldiameter distributie, hebben we de mogelijkheid van de dubbele parallel leidt tot sturen stimulatie tussen naastliggende contacten op dual parallel leads met behulp van (1) een enkele bron systeem, en (2) een multi-source systeem, met een speciale stroombron voor elk contact. Het volume dirigent model van een laag-thoracale ruggenmerg met epiduraal gepositioneerd dubbele parallel (2 mm scheiding) percutane leidt werd voor het eerst gemaakt en het elektrische veld werd berekend met behulp van ANSYS, een eindige elementen modellering tool. De activerende functie voor 10 um vezels is berekend als het tweede verschil van de extracellulaire potentiële langs de knopen van Ranvier op de zenuw vezels in de dorsale kolom. Het volume van de activering (VOA) en het centrale punt van de VOA werden berekend met behulp van een vooraf bepaalde drempel van de activerende functie. Het model ten opzichte van het veld sturen resultaten met single source versus toepassingsspecifieke voedingsbron systemen op twee 8-contact stimulatie leidt. Het model voorspelde dat het multi-source systeem kan meer centrale punten van de stimulatie van de dorsale kolom is dan een enkele bron-systeem (100 vs 3) en de gemiddelde stuur stap voor mediolaterale sturen doel is 0,02 mm voor multi-source systemen vs 1 mm voor single source-systemen, een 50-voudige verbetering. De mogelijkheid tot het centrum stimulatie regio's in de dorsale kolom met een hoge resolutie kunnen zorgen voor een betere optimalisatie van paresthesie-pijn overlap bij patiënten.

Protocol

1. Inleiding:

Ruggenmerg stimulatie, of SCS, is klinisch toegepast sinds 1967, toen dr. Norman Shealy eerste stimulatie elektroden geïmplanteerd in de dorsale kolommen in een poging om hulp te bieden voor patiënten met chronische, hardnekkige pijn (Shealy et al.., 1967). SCS is de klinische implementatie van de Gate theorie, waarin staat dat de activering van grote gemyeliniseerde afferente zenuwen die aanraking en druk sensaties bemiddelen poneert, kunnen remmen, of "sluit de poort" op de overdracht van pijnsignalen naar hogere centra in de hersenen (Melzack & Wall , 1965). Technologie voor SCS is verbeterd in de afgelopen decennia, met meer betrouwbare apparatuur stimulatie beter ontworpen om de dorsale kolommen te stimuleren is geëvolueerd.

De sleutel tot deze verbeteringen is een beter begrip van de neuroanatomie en neurofysiologie van het ruggenmerg die relevant zijn voor klinische elektrische stimulatie. Dit inzicht is gevorderd door de computationele modellering van SCS. Computermodellen van de neuronen is gebruikt om fundamentele mechanismen te begrijpen voor de neurale stimulatie sinds mathematisch model Hodgkin en Huxley was voor het eerst beschreven (Hodgkin en Huxley, 1952). Neurale activiteit wordt gemoduleerd door elektrische velden toegepast als intracellulaire huidige injectie en extracellulaire potentiële velden. Ranck kwalitatief besproken hoe veranderingen in de extracellulaire spanning in de buurt van een axon ertoe leiden dat sommige regio's van de axon membraan te depolariseren en anderen om hyperpolarize (Ranck, 1975).

Een rekenmodel voor de SCS werd oorspronkelijk ontwikkeld door Coburn en Sin (Coburn, 1980) en was significant bevorderd door Holsheimer en collega's, te beginnen met Struijk en Holsheimer de ontwikkeling van een driedimensionaal gebied model van de SCS (Holsheimer en Struijk, 1988). Hun rekenmodel schatte het effect van de anatomische parameters op de drempels van de dorsale kolom vezels (Struijk et al.., 1992), voorspelde de mogelijke locatie van de excitatie in dorsale wortel vezels (Struijk et al.., 1993b), en analyseerde de werking van CSF dikte (Struijk et al., 1993a.) met klinische validaties (He et al., 1994;. Holsheimer et al., 1995a;.. Holsheimer et al., 1994). Het model droeg aanzienlijk bij aan het ontwerp van de stimulatie begeleiden ontwerp, wat suggereert optimale parameters voor contact grootte en spatiëring (Holsheimer en Struijk, 1992; Holsheimer en Wesselink, 1997), een preferentiële stimulatie van de dorsale kolom vezels te bevoordelen ten opzichte wortel vezels (Holsheimer et al.,. 1995b).

2. Methoden:

Mathematisch Model Definitie

Een eindige elementen wiskundige (EEM) model is gemaakt van de lage-thoracale ruggenmerg en de omliggende omgeving. De FEM model bestond uit het ruggenmerg witte en grijze stof, cerebrospinale vloeistof, dura, epidurale ruimte weefsel, wervel-bot, en twee cilindervormige MultiContact leidt. Elke lead bestond uit acht cilindrische platina-iridium contacten (het uitvoeren van domeinen, 3 mm lengte en 1,25 mm diameter), gescheiden door 1 mm lengtes van isolerende polymeer (niet-geleidende domeinen, 1mm lengte). De draden waren dorsaal geplaatst, boven op de dura, en symmetrische, 1mm aan elke kant van de middellijn van het ruggenmerg. In het model, was de "dikte" van het hersenvocht laag tussen de contacten en het dorsale oppervlak van het ruggenmerg (DCSF) gespecificeerd te zijn 3,2 mm. De geometrie van het model wordt geïllustreerd in figuur 1A en elektrische weerstanden zijn weergegeven in tabel I, waarden komen voornamelijk uit de literatuur (Holsheimer, 2002;. Wesselink et al., 1999). Het volume was aansluit bij meer dan 1 miljoen nodes, met een hoge dichtheid maas in het gebied dicht bij waar de elektroden zijn gelegen als in figuur 1B.

Figuur 1
Figuur 1. Schets van de mazen van de FEM voor het ruggenmerg en MultiContact leiden. (A) Componenten en structuur van het model. (B) Model mesh - alleen de hoge dichtheid deel wordt weergegeven. Het gaas werd opgedeeld in secties van een variabele dichtheid van knooppunt: de buurt van de contacten (≤ 300 micrometer), isolatie, dura en het ruggenmerg (≤ 750 micrometer), epidurale ruimte (≤ 3,000 micrometer) en vertebrale bot (≤ 5000 um).

Tabel 1
Tabel 1 weerstand waarden van de FEM domeinen (Holsheimer, 2002;. Wesselink et al., 1999). En modificatie (epidurale ruimte) om klinische gegevens overeenkomen.

Het ruggenmerg geometrie (figuur 2) werd gemaakt met behulp van een combinatie van kenmerken van relevante literatuur bronnen. De doorsnede van de kabel is afgeleid van Kameyama et al., en de dorsale wortel (DR) traject van Struijk et al. werd goedgekeurd (Kameyama et al., 1996;... Struijket al.., 1993b). Dorsale kolom (DC) vezels werden geplaatst op regelmatige grid van (200um voor mediolaterale richting en 100um dorsoventral richting; zie Figuur 2A) en geprojecteerd in de rostrocaudal richting. Elke DR werd gemodelleerd als vezel een grotere diameter 'moeder' verbonden aan vezels vertakte 'dochter' van kleinere diameter (figuur 2B).

Figuur 2
Figuur 2. Structuur van het ruggenmerg model. (A) Transactionele uitzicht van het ruggenmerg en de locatie van de dorsale kolom vezels. (B) Dorsale wortels zijn samengesteld uit een moeder, vezels en vertakte dochter vezels. De baan van de moeder vezel werd gedigitaliseerd uit Struijk 1993. (C) Drie dimensionaal beeld van het ruggenmerg en DR vezels.

Model Onderzoek

Zodra de leads zijn gepositioneerd binnen het model, werden de twee soorten stimulatoren geïmplementeerd door het definiëren van de stromen voor twee parallelle contacten. Voor een enkele source systeem, waren er drie mogelijke methoden te leveren stroom: a. de meest linkse contact heeft alle huidige; b. de twee contacten per leveren 50% van de huidige, c. de meest rechtse contact levert alle stroom. We merken hier dat de impedantie van de twee contacten gelijk is aangenomen, maar dit is onwaarschijnlijk om waar te zijn in de klinische toepassing.

Voor de multisource-systeem, was elk contact gedefinieerd als zijn eigen huidige bron controleerbaar zijn in 1% incrementele huidige veranderingen tussen de contacten. Met andere woorden, als de totale stroom geleverd aan de twee contacten is 10 mA, in het multisource het huidige systeem naar elke contactpersoon die is opgegeven voor een fractie van het totaal, zo lang als de som van de stromen door elke contactpersoon gelijk 10mA. Bijvoorbeeld, zou de meest linkse contact te leveren 6,8 mA, waar de meest rechtse contact zou dan 3,2 mA leveren. Voor de multisource systeem, 100 fractionele splitst van de huidige waren geprogrammeerd op deze manier.

Voor het berekenen van het gebied van activering binnen de dorsale kolommen bij elk systeem, was een activerende functie analyse uitgevoerd. De activerende functie is een benadering van de verandering van de transmembraan mogelijkheden wanneer de extracellulaire stimulerende stroom wordt toegepast op de neurale weefsel voor een bepaalde elektrode en vezels geometrie. Het gebied van activering werd gedefinieerd als de locus van vezels in het model waar de activerende functie (of simpelweg seconden verschil van spanningen langs de axon) boven een vooraf bepaalde drempel (ex. 0.1mV/mm2). Het centrale punt van stimulatie werd gedefinieerd en berekend als de geometrische zwaartepunt van de 3-dimensionale gebied van activering.

Voor het bepalen van stimulatie amplitude, werden de twee contacten gespecificeerd als kathode (50% en 50% negatief potentieel op twee contacten) in een monopolair configuratie (sourced huidige geleverd met gelijkwaardige stroomdichtheid van model grenzen). De stimulatie amplitude werd vervolgens iteratief verhoogd totdat de geactiveerde eerste vezel werd waargenomen (dit was altijd een dorsale kolom vezel). Deze eerste activatie werd verondersteld te correleren de eerste waarneming van paresthesie door een patiënt in de klinische setting. In het model, was de huidige vervolgens verhoogd naar 1,4 * (mA de eerste vezels te activeren) en het zwaartepunt van de resulterende gebied van activering is berekend. Hartlijnen van alle stuur stappen (100:0 tot 0:100) werden berekend met de amplitude bepaald in de vorige stap. Gemiddelde resolutie van zwaartepunt verandering was zwaartepunt locatie range gedeeld door de huidige stappen.

3. Resultaat:

Bij het sturen mediolaterally stimulatie tussen dubbele leads, de computationele model voorspelt dat een apparaat met onafhankelijke stroombronnen voor elk contact kunt zich richten op meer centrale punten van de stimulatie van de dorsale kolom is dan een enkele bron-systeem (100 vs 3). Als gevolg van deze, de resolutie van de aanpassing van het centrale punt van stimulatie is 30 um met een multisource-systeem, een ongeveer 50-voudige toename in vergelijking met single-source-systemen (zie figuur 3).

Figuur 3
Figuur 3. Het rekenmodel doet de volgende voorspellingen. A. Dubbele leiden configuratie: 2,0 mm scheiding tussen leidt met monopole stimulatie. B. Een bron apparaten die een enkele, gemeenschappelijke krachtbron voor alle contacten te bieden kunnen richten op drie centrale punten van de stimulatie bij het overschakelen stimulatie mediolaterally (een stapgrootte van 1 mm gemiddeld met 2 mm lood scheiding). C: Een apparaat met een speciale voeding voor elk contact kan 100 centrale punten zijdelings target in het dorsale kolom wanneer fractionalizing stroom in stappen van 1%, of 10 centrale punten bij fractionalizing in stappen van 10% (een stapgrootte van 0,02 mm voor 1% stappen en 0,2 mm voor stappen van 10% gemiddeld).

Discussion

De mogelijkheid tot het centrum stimulatie regio's in de dorsale kolom met een hoge resolutie kunnen zorgen voor een betere optimalisatie van paresthesie-pijn overlap bij patiënten. Dat wil zeggen, in een bepaalde patiënt, kan het gebied van activering in de dorsale kolommen worden gericht op de dekking van pijnlijke gebieden te maximaliseren terwijl het minimaliseren van bijwerkingen (als gevolg van stimulatie van ongewenste vezels, die paresthesie kunnen genereren in ongewenste locaties of maak motor of autonome effecten).

Disclosures

De auteurs zijn werknemers van Boston Scientific Neuromodulatie.

Acknowledgments

Deze studie werd gefinancierd door Boston Scientific Neuromodulatie.

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