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Title
Modeling the denervated muscle: effects of denervation and FES training / Yvonne Stickler
AuthorStickler, Yvonne
CensorRattay, Frank ; Mayr, Winfried
Published2009
DescriptionXII, 143 Bl. : Ill., graph. Darst.
Institutional NoteWien, Techn. Univ., Diss., 2009
Annotation
Zsfassung in dt. Sprache
LanguageEnglish
Bibl. ReferenceOeBB
Document typeDissertation (PhD)
Keywords (DE)Denervierte Muskulatur / Muskelfaser / Funktionelle Elektrostimulation / Finite Elemente-Modell / Aktivierungsfunktion / Schwellwert / Faserpolarisation / Fibrillation
Keywords (EN)Denervated muscle / muscle fiber / Functional electrical stimulation /Finite element model /Activating function / Threshold / Fiber polarization /Fibrillation
Keywords (GND)Denervierung / Funktionelle neuromuskuläre Stimulation / Elektromyographie / Oberschenkel / Finite-Elemente-Methode / Muskelfaser / Kompartimentmodell
URNurn:nbn:at:at-ubtuw:1-22611 Persistent Identifier (URN)
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Modeling the denervated muscle: effects of denervation and FES training [11.77 mb]
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Abstract (German)

Die vorliegende Arbeit beschäftigte sich mit Fragen, die während funktioneller Elektrostimulation (FES) und Elektromyographie (EMG) - Messungen an denervierten Patienten aufgeworfen wurden. Ein 3D finite Elemente-Modell eines mit Oberflächenelektroden stimulierten menschlichen Oberschenkels wurde mit dem Kompartmentmodell einer Muskelfaser gekoppelt um Trainingseffekte durch FES zu simulieren. Nicht alle der definierten Faserpfade konnten durch Stimulation innerhalb der Sicherheits-Limits von 250 mA angeregt werden. Für Fasern mit einem Ende zwischen den Elektroden wurden niedrigste Schwellwerte erhalten, eine oberflächliche Lage im Schenkel war dafür hingegen weniger entscheidend.

Der im klinischen Bereich beobachtete große Einfluss des Faserdurchmessers auf die Erregbarkeit der Faser konnte durch die Simulationen bestätigt werden: für eine Durchmesser-Zunahme durch FES im typischen Bereich berechnete das Modell 50 Prozent niedrigere Schwellwerte. Die Anregung der Faser findet den Simulationen zu Folge an ihrem Ende statt, eine Anregung im Zentralbereich konnte innerhalb der Sicherheits-Limits nicht erwirkt werden. Abgesehen vom Ladungsausgleich zeigten die Simulationen noch einen weiteren positiven Effekt der während FES verwendeten biphasischen Stimuli: Wenn mit dem hyperpolarisiernden Puls begonnen wird, sind die Schwellwerte durch die Beseitigung der Inaktivierung der Natriumkanäle niedriger. Die effizienteste Elektrodenposition ist damit, mit einem positiven Puls an der distalen Elektrode zu starten, da dort die Potenzialänderungen höher sind.

Während EMG Messungen werden die Fasern typischerweise mit Pulsen zwischen 15 und 40 Volt stimuliert. Laut den Simulationen werden damit Fasern im Abstand von bis zu 1 mm von der Nadelelektrode entfernt angeregt. Auf Grund hoher lokaler Stromdichten wurden bei spannungskonstanten Impulsen Muskelfasern in geringen Abständen zur Elektrode am leichtesten in der Nähe der Elektrodenspitze und an der Grenze zur Isolierung angeregt. Bei größeren Abständen waren hingegen die Schwellwerte in Positionen nahe des Ladungsschwerpunkts der Nadel am niedrigsten. Die der spontanen Aktivität von Muskelfasern nach ihrer Denervierung unterliegenden Mechanismen sind derzeit noch unbekannt. Für in der Literatur beschriebene Veränderungen der Natrium- und Chlor-Leitfähigkeiten der Fasermembran konnten in Simulationen Fibrillationen erzeugt werden. Diese begannen mit Schwankungen des Membranpotenzials und wurden durch langsame Inaktivierungsprozesse beendet. Die Modelle liefern damit eine mögliche Erklärung für das Phänomen der Fibrillation in denervierten Fasern.

Die Gültigkeit der Modellierung von Fasern mittels 1D Kompartments wurde durch einen Vergleich mit einem finite Elemente-Modell einer im umliegenden Gewebe eingebauten 3D Faser untersucht. Das 1D Modell lieferte durch die Vernachlässigung von Polarisationseffekten zwischen 1.14 und 1.35 fach zu hohe Schwellwerte. Für eine Faser mit Hodgkin-Huxley Membraneigenschaften wurden ähnliche Ergebnisse erzielt. Die quantitativen Unterschiede und das unterschiedliche Verhalten der Membranmodelle bei Variation des Abstands wiesen jedoch auf eine Abhängigkeit der 1D/3DAbweichugen von den Ionenkanaleigenschaften hin.

Für beide Membranmodelle waren die Abweichungen für große Faserdurchmesser und kurze Stimulationsimpulse stärker ausgeprägt. Trotz der Abweichungen konnten mit dem 1D Modell qualitativ richtige Aussagen über Spannungs-Abstands-Beziehungen und Positionen niedriger Schwellwerte errechnet werden.

Dass denervierte Fasern laut Berechnungen mit Kompartmentmodellen für große Elektroden-Faser-Abstände vorwiegend an ihrem Ende angeregt werden, konnte durch Messungen bisher nicht bestätigt werden und wurde daher näher untersucht: Die Annahme von realistischeren Bedingungen am Faserende in Form von einer reduzierten Natriumkanal-Dichte, des Leckens und des kleiner werdenden Durchmessers am Faserende führten dort zu bis zu drei Mal höheren Schwellwerten. Die Berücksichtigung des stark inhomogenen Muskelgewebes auf Grund von Fetteinlagerung in Folge von Denervierung auf mikroskopischer Ebene führte zu einer deutlichen Reduktion der Schwellwerte bei Anregung im Zentralbereich. Wie oben erwähnt, zeigen Simulationen mit einer 3D Faser außerdem, dass Polarisationseffekte die Schwellwerte für zentrale Anregung senken.

Zusammenfassend lässt sich sagen, dass sich das Verhältnis zwischen terminaler und zentraler Anregung der Faser durch zusätzliche, genauere Annahmen zwar zu Gunsten der zentralen Anregung verschiebt. Das Faserende bleibt jedoch ein bevorzugter Anregungspunkt.

Abstract (English)

The present work tried to answer some questions that rose during functional electrical stimulation (FES) training and electromyography (EMG) measurements in denervated patients with modeling methods. A 3D finite element model of the human thigh with large surface electrodes was coupled with a fiber compartment model to simulate training effects due to FES. Not all of the simulated fiber paths in the thigh could be excited within the safety limit of 250 mA. Fibers with a fiber ending between the electrodes had lowest threshold values, while a superficial position in the thigh was less crucial. The important inuence of the fiber diameter on the excitation process known from clinical practice was confirmed: for a typical diameter increase due to FES training, the models predicted 50 percent lower thresholds. Excitation occurred at the fiber ending, while centrally no action potentials could be elicited within safety limits. Besides charge balance, the biphasic stimuli used during FES were found to have an additional positive effect: A hyperpolarizing prepulse lowered the threshold by removing the sodium channel inactivation. According to the simulations, the most effcient electrode position is therefore to start with a positive impulse at the electrode close to the knee where the changes in potentials are higher.

For the EMG situation where trained fibers are typically stimulated with 15 to 40 Volt pulses, fibers within 1 mm distance to the needle electrode were excited in the simulations. For short electrode-fiber distances lowest thresholds along the needle were situated near the tip and the electrode-insulation interface as a consequence of local high current densities during constant voltage stimulation. With growing distance, lowest thresholds shifted towards a position near the needle's center of charge. Until now, the mechanism of the spontaneous activity in muscle fibers beginning shortly after denervation is unclear. Using reported changes in sodium and chloride membrane conductance, calculations showed fibrillation potentials occurring in periodical bursts starting from biphasic membrane oscillations and terminating by slow inactivation processes. The simulations therefore found a possible explanation for the phenomenon of fibrillation.

The validity of the 1D compartment model approach was investigated by comparison with a 3D fiber implemented in the finite element model of the volume conductor.

Due to the neglect of fiber polarization effects, the 1D model showed 1.14 to 1.35 times higher thresholds. Calculations with Hodgkin-Huxley membrane properties gave similar results. However, quantitative differences between the two membrane models as well as their different behavior over varying distance demonstrated that the 1D/3D model deviations strongly depend on the ion channel properties. For both membrane models, the deviation was more pronounced for large fiber diameters and short stimulation pulses. However, despite the overestimation of thresholds, qualitative results of the 1D model like voltage-distance relations and sites of likely excitation were correct. The predominately terminal excitation of denervated fibers for large electrode-fiber distances predicted by 1D compartment models has not yet been confirmed by measurements and was therefore investigated in more detail: Applying more realistic assumptions with respect to sodium channel density, leakage, and fiber diameter towards the fiber ending increased computed threshold values up to threefold. Taking into account the highly inhomogeneous muscle tissue due to fat infiltrations on a microscopic scale, thresholds for central excitation were significantly reduced. Also, as aforementioned, simulations with a 3D fiber showed that polarization effects reduce thresholds for central excitation.

Taken together, the additional more accurate assumptions reduced threshold ratios for central/terminal excitation, but the fiber ending stayed a place of likely excitation.

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