Questo studio è stato finanziato dalla neuromodulazione Boston Scientific.

1. Introduzione: Stimolazione del midollo spinale, o SCS, è stata clinicamente in vigore dal 1967, quando il dottor Norman Shealy prima impiantati elettrodi di stimolazione sopra le colonne dorsali, nel tentativo di fornire sollievo per i pazienti con cronico, dolore intrattabile (Shealy et al., 1967). SCS è l&#39;applicazione clinica della Teoria Gate, che postula che l&#39;attivazione di grandi mieliniche dei nervi afferenti che mediano il tatto e le sensazioni di pressione, in grado di inibire, o &quot;chiudere il cancello&quot; sulla trasmissione di segnali di dolore al centri superiori del cervello (Melzack &amp; Muro , 1965). La tecnologia per SCS è migliorata nel corso dei decenni, con attrezzature stimolazione più affidabili meglio progettati per stimolare le colonne dorsali si è evoluta. Chiave di questi miglioramenti è stata una maggiore comprensione della neuroanatomia e neurofisiologia del midollo spinale clinici rilevanti per la stimolazione elettrica. Questa comprensione è stata avanzata dalla modellazione computazionale di SCS. Modelli computazionali dei neuroni è stato utilizzato per capire i meccanismi di base per la stimolazione neurale dal modello matematico Hodgkin e Huxley fu descritta per la prima (Hodgkin e Huxley, 1952). L&#39;attività neurale è modulata da campi elettrici applicati come iniezione di corrente intracellulare ed extracellulare campi di potenziale. Ranck qualitativamente discusso di come i cambiamenti nella tensione extracellulare nelle vicinanze di un assone causa alcune regioni della membrana dell&#39;assone di depolarizzare e gli altri a hyperpolarize (Ranck, 1975). Un modello computazionale per SCS è stato inizialmente sviluppato da Coburn e Sin (Coburn, 1980) ed è stato significativamente promosso da Holsheimer e colleghi, a cominciare da Struijk Holsheimer e lo sviluppo di un modello a tre dimensioni campo di SCS (Holsheimer e Struijk, 1988). Il loro modello computazionale stimato l&#39;effetto di parametri anatomici sulle soglie delle fibre della colonna dorsale (Struijk et al., 1992), ha predetto il luogo potenziale di eccitazione delle fibre della radice dorsale (Struijk et al. 1993b) e ha analizzato l&#39;effetto del QCS spessore (Struijk et al, 1993a.) con validazioni cliniche (He et al, 1994;. Holsheimer et al, 1995a;.. Holsheimer et al, 1994). Il modello ha contribuito in modo significativo alla progettazione del design stimolazione piombo, suggerendo i parametri ottimali per la dimensione di contatto e distanza (Holsheimer e Struijk, 1992; Holsheimer e Wesselink, 1997), per favorire la stimolazione preferenziale delle fibre della colonna dorsale in fibra root (Holsheimer et al. 1995b). 2. Metodi: Definition Model matematica Un matematico agli elementi finiti (FEM) è stato creato il modello del basso-toracica del midollo spinale e il suo ambiente circostante. Il modello FEM consisteva in materia midollo spinale bianco e grigio, il liquido cerebro-spinale, dura, il tessuto spazio epidurale, osso vertebrale, e due cavi Multicontact cilindrici. Ogni cavo composto da otto cilindrico di platino-iridio contatti (domini conduzione, 3 millimetri di lunghezza e 1,25 mm di diametro), separati da 1 mm di lunghezza polimero isolante (non conduttore domini, lunghezza 1mm). I cavi sono stati posizionati dorsalmente, in cima alla dura madre, e simmetrico, 1 mm per ogni lato della linea mediana del midollo spinale. Nel modello, lo &quot;spessore&quot; dello strato di liquido cerebrospinale tra i contatti e la superficie dorsale del midollo spinale (DCSF) è stato specificato da 3,2 mm. La geometria del modello è illustrato in Figura 1A e resistività elettrica sono riportati nella tabella I, i valori provenienti prevalentemente dalla letteratura (Holsheimer, 2002;. Wesselink et al, 1999). Il volume è stato maglie con oltre 1 milioni di nodi, con una alta densità della mesh nella zona vicino a dove si trovano gli elettrodi come illustrato in Figura 1B. <img src="/files/ftp_upload/2443/2443fig1.jpg" alt="Figura 1" /> Figura 1. Rappresentazione della mesh della FEM per il midollo spinale e portare Multicontact. (A) Componenti e struttura del modello. (B) rete Modello - solo la parte alta densità viene mostrato. La maglia è stata segmentata in sezioni di densità nodo variabile: nei pressi dei contatti (≤ 300 micron), isolante, durata e del midollo spinale (≤ 750 micron); spazio epidurale (≤ 3000 micron) e osso vertebrale (≤ 5000 micron). <img src="/files/ftp_upload/2443/2443table1.jpg" alt="Tabella 1" /> Tabella 1 valori di resistività dei domini FEM (Holsheimer, 2002;. Wesselink e coll, 1999). E modificazione (spazio epidurale) associare ai dati clinici. La geometria del midollo spinale (Figura 2) è stato creato utilizzando una combinazione di caratteristiche da fonti di letteratura. La sezione del cavo è stato derivato da Kameyama et al, e la dorsale principale (DR) traiettoria di Struijk et al è stato adottato (Kameyama et al, 1996;... Struijket al. 1993b). Colonna dorsale (DC) le fibre sono stati immessi sul griglia regolare di (200um per la direzione medio-laterale e 100um direzione dorsoventrale, vedi Figura 2A) e proiettata nella direzione rostrocaudal. Ogni DR è stato modellato come fibra di &#39;madre&#39; di diametro maggiore collegata alle fibre di &#39;figlia&#39; biforcato di diametro inferiore (Fig. 2B). <img src="/files/ftp_upload/2443/2443fig2.jpg" alt="Figura 2" /> Figura 2. Struttura del modello del midollo spinale. (A) vista transazionale del midollo spinale e la posizione delle fibre della colonna dorsale. (B) le radici dorsali sono composti da una fibra madre e figlia fibre biforcato. La traiettoria della fibra madre era digitalizzati da Struijk 1993. (C) Tre vista dimensionale del midollo spinale e le fibre DR. Modello di indagine Una volta che i fili sono stati posizionati all&#39;interno del modello, i due tipi di stimolatori sono state attuate attraverso la definizione delle correnti di due contatti in parallelo. Per un sistema unico, ci sono tre possibili metodi per fornire corrente: a. il contatto di sinistra ha tutto il corrente; b. i due contatti ogni consegnare il 50% della corrente; c. il contatto a destra fornisce tutte le correnti. Notiamo qui che l&#39;impedenza dei due contatti è assunto pari, anche se questo è improbabile che sia vero in applicazione clinica. Per il sistema multisorgente, ogni contatto è stato definito ad avere una propria fonte di corrente controllabile in 1% modifiche incrementali di corrente tra i contatti. In altre parole, se la corrente totale consegnato i due contatti si 10mA, nel sistema multisorgente la corrente ad ogni contatto è stato specificato per ogni frazione del totale, a condizione che la somma delle correnti attraverso ogni 10mA contatti uguale. Ad esempio, il contatto più a sinistra potrebbe offrire 6,8 mA dove il contatto più a destra sarebbe poi consegnare 3,2 mA. Per il sistema multisorgente, 100 frazionale divide di corrente sono state programmate in questo modo. Per calcolare la regione di attivazione all&#39;interno delle colonne dorsali da ogni sistema, l&#39;analisi funzione di attivazione è stata effettuata. La funzione di attivazione è una approssimazione della variazione del potenziale transmembrana quando extracellulare corrente stimolante è applicata al tessuto neurale per un elettrodo data e la geometria delle fibre. La regione di attivazione è stata definita come il luogo delle fibre nel modello in cui la funzione di attivazione (o la differenza semplicemente in secondo luogo di tensioni lungo assone) hanno superato una determinata soglia (es. 0.1mV/mm2). Il punto centrale della stimolazione è stato definito e calcolato come il baricentro geometrico della 3-dimensionale regione di attivazione. Per determinare l&#39;ampiezza di stimolazione, i due contatti sono stati specificati da catodi (50% e 50% potenziale negativo su due contatti) in una configurazione monopolare (provenienti corrente erogata con equivalente della densità di corrente dai confini modello). L&#39;ampiezza di stimolazione è stato poi iterativamente aumentata fino alla fibra di prima attivazione è stato osservato (questo è stato sempre una colonna dorsale in fibra). Questa prima attivazione è stata assunta per il collegamento a prima percezione di parestesia da un paziente nella pratica clinica. Nel modello, l&#39;attuale è stato poi aumentato a 1.4 * (mA per attivare la prima fibra) e il baricentro della regione risultante di attivazione è stato calcolato. Centroidi di tutte le fasi dello sterzo (100:0 a 0:100) sono stati calcolati con ampiezza determinata nel passaggio precedente. Risoluzione media di cambiamento centroide era range posizione centroide divise da operazioni correnti. 3. Risultato: Quando sterzo stimolazione mediolaterally tra porta duale, il modello di calcolo prevede che un dispositivo indipendente con sorgenti di corrente per ogni contatto può avere come bersaglio i punti più centrali della stimolazione della colonna dorsale di un sistema unico (100 vs 3). Come risultato di ciò, la delibera di adeguamento del punto centrale della stimolazione è di 30 um con un sistema multisource, un approssimativo di 50 volte superiore rispetto ai sistemi single-source (vedi figura 3). <img src="/files/ftp_upload/2443/2443fig3.jpg" alt="Figura 3" /> Figura 3. Il modello di calcolo fa le seguenti previsioni. Configurazione di piombo A. doppio: 2,0 mm tra porta con la stimolazione monopolo. Dispositivi sorgente B. singolo che forniscono un&#39;unica fonte condivisa per tutti i contatti può avere come bersaglio i tre punti centrali della stimolazione quando si sposta la stimolazione mediolaterally (un passo di 1 mm in media di 2 millimetri di separazione piombo). C: Un dispositivo con una fonte di energia dedicata per ogni contatto può avere come bersaglio 100 punti centrali lateralmente nella colonna dorsale quando fractionalizing corrente con incrementi dell&#39;1%, o 10 punti centrale quando fractionalizing incrementi del 10% (un passo di 0,02 mm per 1% passi e 0,2 mm per incrementi del 10% in media).

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Gli autori sono dipendenti di Neuromodulation Boston Scientific.

La capacità di stimolazione regioni centro della colonna dorsale ad alta risoluzione può permettere una migliore ottimizzazione della parestesia, dolore si sovrappongono nei pazienti. Cioè, in un dato paziente, la regione di attivazione nelle colonne dorsali può essere focalizzata su massimizzare la copertura delle aree dolorose riducendo al minimo gli effetti collaterali (a causa della stimolazione delle fibre indesiderate, che possono generare parestesia in luoghi indesiderati o creare motore o autonomo effetti).

<ul><li> NEURON ( <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>

dorsal column steerability with dual parallel leads using dedicated power sources:  a computational model

Della stimolazione del midollo spinale (SCS), concordanza di stimolazione indotta parestesia su regioni del corpo doloroso è una condizione necessaria per l&#39;efficacia terapeutica. Dal momento che i modelli dolore paziente può essere unico, una configurazione di stimolo comune è il posizionamento di due cavi in ​​parallelo nello spazio epidurale dorsale. Questo costrutto consente flessibilità nella guida corrente di stimolazione mediolaterally sopra la colonna dorsale per ottenere una migliore dolore parestesia si sovrappongono. Utilizzando un modello matematico con una distribuzione accurata diametro delle fibre, abbiamo studiato la capacità di parallelo doppia porta a guidare la stimolazione tra contatti adiacenti su porta parallela a doppio uso (1) un sistema di un&#39;unica fonte, e (2) un sistema multi-source, con un dedicato sorgente di corrente per ogni contatto. Il modello di volume conduttore di un basso-toracico del midollo spinale con epidurale posizionati in parallelo due (2 separazione mm) porta via percutanea è stato creato, e il campo elettrico è stato calcolato utilizzando ANSYS, uno strumento di modellazione agli elementi finiti. La funzione di attivazione per 10 fibre um è stata calcolata come seconda differenza del potenziale extracellulare lungo i nodi di Ranvier sulle fibre nervose nella colonna dorsale. Il volume di attivazione (VOA) e il punto centrale del VOA sono stati calcolati usando una soglia predeterminata della funzione di attivazione. Il modello confrontato i risultati dello sterzo campo con fonte unica o sistemi dedicati fonte di alimentazione a doppia 8-contatto porta stimolazione. Il modello prevede che il multi-source può avere come bersaglio più punti centrali della stimolazione della colonna dorsale di un sistema unico (100 vs 3) e il passo dello sterzo significa per la guida medio-laterale è di 0,02 mm per i sistemi multi-source vs 1 millimetro per i sistemi di singola fonte, un miglioramento di 50 volte. La capacità di stimolazione regioni centro della colonna dorsale ad alta risoluzione può permettere una migliore ottimizzazione della parestesia, dolore si sovrappongono nei pazienti.

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

Utilizzando un modello matematico di stimolazione del midollo spinale, abbiamo scoperto che un multi-source con fonti di energia indipendente per ogni contatto può avere come bersaglio più punti centrali della stimolazione della colonna dorsale (100 vs 3) e ha più di 50 volte la risoluzione dello sterzo campo ( 0,02 millimetri vs 1mm) di un sistema single-source.

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