Sistemas Sensoriales/Implantes Neurosensoriales

Implantes de Retina

Desde finales del siglo XX, restaurar la visión de personas ciegas utilizando prótesis oculares artificiales ha sido el objetivo de numerosos grupos de investigación y de distintos campos de la industria en todo el mundo. De forma similar a los implantes cocleares, la clave es estimular el sistema nervioso visual con pulsos eléctricos, evitando los fotorreceptores dañados o ineficientes en la retina. En este capítulo vamos a describir el funcionamiento básico de un implante de retina, así como las distintas perspectivas que se están investigando y están siendo desarrolladas hoy en día. Las dos formas más comunes de abordar el diseño de estos implantes de retina se denominan implantes ‘epirretinales’ y ‘subretinales’, que se corresponden con prótesis localizadas bien en la parte superior de la retina o detrás de la misma respectivamente. No vamos a tratar ningún diseño que no esté basado en el estudio de la retina para reestablecer la visión, como por ejemplo el denominado ‘BrainPort Vision System’, que trata de estimular la lengua a partir de información visual, electrodos de tipo cuff alrededor del nervio óptico, o implantes de estimulación de la corteza primaria visual.

Estructura de la Retina y Funcionamiento

La figura 1 muestra un esquema del sistema nervioso en la retina humana. Podemos diferenciar entre tres tipos de células en las distintas capas. Las primeras, localizadas en la zona más alejada de la lente ocular, están formadas por fotorreceptores (conos y bastones), cuyo propósito es traducir la luz que entra en señales eléctricas que se propagan posteriormente a la capa intermedia, compuesta principalmente por células bipolares. Estas células bipolares, que están conectadas a los fotorreceptores y a otros tipos de células como las células horizontales o las amacrinas, transmiten la señal eléctrica a las células de los ganglios de la retina (CGR). Para una descripción más detallada del funcionamiento de las células bipolares, específicamente con respecto a su subdivisión en células bipolares ON y OFF, véase el capítulo de Sistemas Visuales. La capa más superficial, que consiste en CGRs, recoge los pulsos eléctricos de las células horizontales y las transmite al tálamo a través del nervio óptico. A partir de ahí, las señales se propagan a la corteza visual primaria.

Hay algunos aspectos clave que son interesantes de mencionar sobre el procesamiento de las señales en la retina humana. En primer lugar, las células bipolares, así como las horizontales y las amacrinas, generan potenciales regulados, mientras que las CGRs dan lugar a potenciales de acción. Además, la densidad de cada tipo de célula no es uniforme en toda la retina. Mientras que hay una densidad muy alta de conos y bastones en el área de la fóvea, con pocos fotorreceptores conectados a CGRs por vía de la capa intermedia, en las áreas periféricas de la retina se encuentra una densidad muy baja de fotorreceptores, con muchos de ellos conectados a una única CGR. Este hecho tiene implicaciones directas con el campo de recepción de una CGR, dado que tiende a crecer rápidamente hacia las regiones más exteriores de la retina, simplemente por la baja densidad de fotorreceptores y el mayor número de fotorreceptores que se conectan a la misma CGR.

Representación esquemática del ojo humano y la localización de una prótesis retinal. Nótese que las capas verticales del tejido de la retina y las distancias entre los distintos tipos de células en los implantes epirretinales y subretinales tienen un propósito ilustrativo.

Estudio de Caso del Implante: Enfermedades de degeneración de la retina

Como ya se ha tratado en este texto anteriormente, la retina está formada por tejido que es sensible a la luz localizado en la parte trasera del ojo, formada por distintas capas que contienen una gran variedad de células. La retina se involucra principalmente en el procesamiento neuro-visual, con señales que tienen origen en los fotorreceptores y viajan al cerebro a través de los axones de las células de los ganglios. Cuando este tejido estratificado se degenera, puede ocurrir una pérdida permanente de la capacidad de visión . El origen de este suceso es normalmente una enfermedad degenerativa de la retina, como por ejemplo la degeneración macular asociada con la edad (AMD en sus siglas del inglés), o la retinitis pigmentosa (RP), que son las dos condiciones más prevalentes que dan lugar a un progresivo desarrollo de una visión desemparejada o a pérdida de la misma. Hoy en día no hay cura para estas dos condiciones de la retina y, con técnicas más modernas que tienen la capacidad de ralentizar el proceso de degeneración, se requieren nuevas estrategias para recuperar la visión de estos pacientes. Una de las herramientas que se está investigando en la actualidad es la tecnología de prótesis de retina, que estimula tejido de la retina para reinstaurar la visión. Esto se tratará más en detalle en la última sección .

Degeneración Macular Asociada a la Edad (AMD)

Como sugiere su nombre, la degeneración macular es una enfermedad degenerativa de la retina con prevalencia principalmente en personas de avanzada edad. La AMD se basa en una degeneración progresiva de algunos fotorreceptores (en concreto de los conos) en la mácula, dando lugar a una visión borrosa en la parte central del campo de visión. Esto puede avanzar hasta el punto en el que un individuo pierde completamente la visión en el centro del campo de visión, lo que se conoce como puntos ciegos. A pesar de que AMD puede afectar a uno o a ambos ojos, no es común que suponga una ceguera completa dado que la visión periférica suele permanecer intacta.

Hay dos tipos de AMD: húmeda o seca. La AMD seca ocurre en la mayoría de los casos donde la enfermedad se caracteriza por pequeños depósitos amarillos que se conocen como ‘drusas’, y que aparecen en la mácula, entre el epitelio pigmentario de la retina y la coroides. El avance de esta forma de AMD suele ser lento al principio, con muy pocos síntomas que solo se recalcan cuando ocurre la atrofia de la retina. En el caso de la AMD húmeda, tiene lugar una neovascularización coroidea, que consiste en un crecimiento anormal de los vasos sanguíneos que podrían fácilmente romperse y dar lugar a una pérdida de sangre, proteínas y, en resumidas cuentas, a dañar los conos y por tanto padecer pérdida de visión. El avance de esta forma húmeda de la enfermedad está mucho más relacionado con la pérdida de visión que la versión seca del AMD .

Retinitis Pigmentaria (RP)

Visión normal vs en túnel.

Retinitis Pigmentaria en el ojo humano.

La retinitis pigmentaria es una enfermedad degenerativa hereditaria del ojo que supone que algunas células fotorreceptoras (los bastones en concreto) se deterioren progresivamente, teniendo una mayor prevalencia en jóvenes. En esta condición, debido al deterioro de los bastones, se puede llegar a perder la visión periférica así como la visión nocturna. Esta pérdida ocurre primero de forma externa y posteriormente de forma interna, dando lugar al efecto conocido como la ‘visión túnel’. Este ‘desemparejamiento’ ocurre de forma simétrica, con ambos ojos afectados en periodos de tiempo similares. De forma distinta a conforme ocurre con la AMD, esta enfermedad ocular puede extenderse más allá de la visión periférica, afectando al campo visual central a través de la degeneración de los conos. Esto lleva al individuo con pérdida de visión continuada a perderla completamente, aunque es un evento no demasiado común.

La retinitis pigmentaria (RP) se hereda genéticamente y está asociada a una variedad de mutaciones genéticas que dan lugar al fenotipo RP, suponiendo un gran abanico de patrones de herencia genética. Sin embargo, cuando uno de estos patrones es dominante autosómico, la mayoría de los casos están vinculados a mutaciones en el gen de la rodopsina. Esta mutación afecta a la función de la rodopsina, que es una proteína fundamental en la cascada de fototransducción. Hoy en día no hay todavía cura para la RP . Sin embargo, en 2008, Shigeru Sato y sus compañeros descubrieron una proteína de la retina similar a las de la matriz extracelular, denominada Pikachurina, que podría dar lugar a una terapia de esta enfermedad, debido a su relación con la interacción entre las células fotorreceptoras y las bipolares .

Configuraciones de Microelectrodos para la Estimulación de la Retina

Como se ha mencionado anteriormente, no hay cura para el desemparejamiento progresivo de la degeneración macular y de la retinitis pigmentosa. Sin embargo, en ambas enfermedades, a pesar de que hay una pérdida considerable de fotorreceptores, una gran cantidad de neuronas internas sobreviven en la retina años después del comienzo de esta condición. Esto ofrece una oportunidad para la estimulación artificial de estas células que todavía permanecen y son funcionales, utilizando electrodos, con el objetivo de mantener la capacidad visual del paciente. Las configuraciones de microelectrodos se basan en el uso de electrodos que estimulan la retina de forma extracelular, organizándolos con diseños que permitan tener una gran densidad de los mismos para crear una interfaz electroquímica entre la configuración y la solución salina que engloba la retina. A través de esta interfaz entre la configuración de electrodos y la retina, se inyecta una corriente que da lugar a la despolarización de las membranas de las neuronas, generando potenciales de acción. Esta estimulación puede ser catódica o anódica.

En el caso de la estimulación catódica, las cargas negativas surgen fuera de la membrana, afectando a las cargas positivas del interior de las células, resultando en un gradiente de despolarización que es más intenso cerca del electrodo en cuestión. En el caso de la estimulación anódica, la hiperpolarización ocurre en áreas cercanas a los electrodos y la despolarización en áreas más alejadas. Por tanto, esta estimulación catódica se suele ver como una forma más eficiente de estimulación, dado que requiere una corriente poco intensa.

La fase de estimulación no es el único factor que afecta a la eficacia de la estimulación. La forma de la onda, que puede tomar distintas versiones como monofásica o bifásica, tiene un papel muy importante en la seguridad de la estimulación de neuronas en la retina. Por ejemplo, se ha estudiado que en monos, una corriente monofásica con una sola fase anódica puede dar lugar al deterioro de células que anteriormente eran completamente funcionales. Es por ello que los implantes que usan una estimulación de retina utilizarán una onda bifásica con carga equilibrada. Esta onda utiliza una fase catódica para la estimulación y una anódica para descargar, equilibrando por tanto las cargas a ambos lados de la membrana.

Con esta habilidad para realizar una estimulación, una prótesis de retina se puede implantar bien detrás de la retina, denominándose por tanto implante subretinal. En este caso los electrodos estarán situados cerca de los fotorreceptores dañados y de las células bipolares que todavía funcionan correctamente. Si los electrodos entrasen en la coroides, que contiene la fuente de sangre de la retina, los implantes se denominarán implantes supracoroideos. También es una posibilidad localizar el implante en la zona superior de la retina, cerca de la capa de células de los ganglios, tratando en este caso de estimular las CGRs. Estos implantes se denominan implantes epiretinales. Ambas alternativas son un objetivo de estudio hoy en día por muchos grupos de investigación. Ambas tienen tanto ventajas como desventajas, y antes de tratarlas por separado en detalle, vamos a describir algunos desafíos que debemos tener en cuenta en ambos casos .

Desafíos

Desafíos en la Tecnología de Electrodos

Un gran cambio para los implantes de retina viene de la gran densidad espacial de las células nerviosas en la retina humana. Aproximadamente 125 millones de fotorreceptores (conos y bastones) y 1.5 millones de células ganglionares se concentran en la retina humana, en contraste con, por ejemplo, las 15.000 células ciliadas de la cóclea humana . Es en la fóvea donde la máxima precisión visual se consigue, dado que hay aproximadamente 150.000 conos localizados en un milímetro cuadrado. Hay muchas menos CGRs en total en comparación con el número de fotorreceptores, aunque la densidad en el área de la fóvea es cercana a la densidad de conos, suponiendo un gran desafío a la hora de atajar el problema de obtener una densidad suficiente de electrodos para compensar la alta resolución espacial de estas células nerviosas.

Todos los experimentos que se realizan hoy en día con implantes de retina utilizan configuraciones de microelectrodos (del inglés MEAs) para estimular las células de la retina. Los MEAs de alta resolución pueden lograr espacios entre los electrodos que se reducen a 50 micrómetros, suponiendo una densidad de 400 electrodos por milímetro cuadrado. Por tanto, una asociación de uno a uno entre los electrodos y los fotorreceptores o CGRs, respectivamente, es completamente imposible en el área de la fóvea con tecnología de electrodos convencional. Sin embargo, la densidad espacial de ambos, fotorreceptores y CGRs, disminuye rápidamente hacia las zonas más externas de la retina, suponiendo una estimulación de uno a uno entre electrodos y células periféricas del sistema nervioso más asequible .

Otro desafío es trabajar con electrodos en límites de seguridad. Imponer cargas por encima de 0.1 mC/cm2 puede dañar el tejido nervioso . Generalmente, cuanto más lejos están las células del electrodo que las estimula, mayor debe ser la amplitud de corriente que se necesita para estimular la célula. Además, un umbral de estimulación menor supone que el electrodo deba ser más pequeño y, por tanto, un diseño más compacto en los MEAs, mejorando la resolución espacial.

Definimos el umbral de estimulación como la mínima estimulación necesaria para dar lugar a una respuesta del sistema nervioso de, al menos, el 50% de los pulsos estimulados. Por estas razones, un objetivo esencial a la hora de diseñar implantes de retina es utilizar una corriente de estimulación tan pequeña como sea posible, garantizando sin embargo una estimulación adecuada – es decir, genera un potencial de acción en las CGRs. Esto se puede lograr colocando los electrodos tan cerca como sea posible del área de la célula que reaccione mejor al pulso eléctrico que se utilice para estimular, o haciendo proyecciones celulares, es decir, dendritas o axones que crezcan hacia el electrodo, permitiendo la estimulación de la célula con corrientes muy pequeñas o desde distancias muy lejanas. Además, un implante fijo en la retina sigue de forma automática los movimientos del globo ocular. Esto supone algunos beneficios interesantes pero, por otro lado, también supone que cualquier conexión con el implante (para, por ejemplo, ajustar parámetros, recibir los datos o proveerlo de batería para la estimulación) requiera un cable que se mueva con el implante. Dado que movemos los ojos aproximadamente 3 veces por segundo, el cable y las conexiones serían expuestas a una cantidad de estrés mecánico considerable. Esto supone un gran desafío en relación al diseño de un dispositivo que debe de funcionar toda la vida en un paciente sin ninguna intervención externa.

Desafíos en Términos de Biocompatibilidad

Además de los desafíos eléctricos, un factor muy a tener en cuenta en un implante de retina es el contacto con el tejido biológico. Cuando una sustancia externa como un implante tiene contacto con sustancias fisiológicas, se desarrolla una respuesta inmunológica. Esta respuesta toma la forma de una inflamación o del aislamiento de la sustancia, que en diversas ocasiones va seguida de una cicatrización del tejido contiguo. Este problema se ve acentuado con los implantes de retina dado que una prótesis debe ser insertada a través del tejido, en una localización concreta. Si el material que se utiliza es demasiado afilado o no se coloca de forma correcta, la herida que se puede producir en el tejido podría suponer una respuesta inmunológica más intensa. Asimismo, estas respuestas pueden dar lugar a la pérdida de señal eléctrica a lo largo del tiempo dado que la respuesta inmune puede conllevar que la zona que debe ser estimulada esté encapsulada, suponiendo que un implante duradero sea un objetivo complicado. Hasta ahora, el implante epiretinal Argus II ha sido capaz de satisfacer los requerimientos de biocompatibilidad por medio de implantes de retina que funcionan perfectamente 3 años después de ser implantados. Este implante utiliza silicona, que es un material con una propiedad de biocompatibilidad durante un largo periodo de tiempo, aunque también es rígido y no permite que el dispositivo pueda ser modificado fácilmente. La poliamida es un polímero prometedor para futuros implantes, dado que los implantes que se construyen con este material parecen ser funcionales en ojos humanos en estudios a corto plazo de momento. Este material posee diversas ventajas dada su biocompatibilidad, flexibilidad y bajo coste. La optimización de materiales que sean asequibles para implantes de retina en las nuevas tecnologías y avances tecnológicos, supone la necesidad de nuevas configuraciones de microelectrodos que necesiten distintos sustratos para una máxima funcionalidad .

Implantes Subretinales

Como su propio nombre indica, los implantes subretinales son prótesis visuales localizadas detrás de la retina. Por tanto, el implante se coloca cerca de los fotorreceptores dañados, con el objetivo de sustituir a los conos y bastones, estimulando la células bipolares en la capa posterior de la retina. La ventaja principal de esta metodología es que el implante tan solo tiene que repolarizar una pequeña parte del procesado de la señal que tiene lugar entre los fotorreceptores y las células bipolares. En otras palabras, información visual sin procesar, como por ejemplo la que graba una cámara, se puede enviar directamente o con un procesado bastante rudimentario al MEA, estimulando las células bipolares y constituyendo un procesado de la señal bastante sencillo. No obstante, este método tiene algunas desventajas importantes. La alta resolución espacial de los fotorreceptores en la retina humana impone un gran desafío a la hora de desarrollar y diseñar un MEA con una resolución de estimulación suficientemente alta, suponiendo una distancia muy pequeña entre los electrodos. Por otro lado, la superposición de las capas nerviosas en la dirección z (con el plano x-y tangencial a la curvatura de la retina), añade otra dificultad a la hora de colocar los electrodos cerca de las células bipolares. Con el MEA localizado detrás de la retina, hay un hueco considerable entre los electrodos y las células que se pretende estimular. Como se ha mencionado anteriormente, una distancia mayor entre los electrodos y las células fuerza al MEA a trabajar con corrientes más intensas, lo que supone unos electrodos más grandes y un mayor número de células en el rango de estimulación de un electrodo en particular. Todo esto supone una menor resolución de la estimulación, además del riesgo de la retina de sufrir daños causados por altas corrientes. Como se muestra a continuación, una forma de salvar estas distancias entre electrodos y células es hacer que las células desarrollen proyecciones hacia el electrodo.

A finales del año 2010, un grupo de investigación alemán en colaboración con la empresa alemana ‘Retina Implant AG’, publicó los resultados de diversos estudios que llevaban a cabo test con implantes subretinales en sujetos humanos . Una configuración de microfotodiodos de 3x3 mm (MPDA) contiene 1500 píxeles, y cada uno de estos consiste en un único fotodiodo sensible a la luz y un electrodo. Esto se implantó detrás de la retina de tres pacientes que sufrían ceguera debido a una degeneración macular. Los píxeles se colocaron aproximadamente a 80 micrómetros el uno del otro, dando lugar a una resolución espacial de aproximadamente 160 electrodos por milímetro cuadrado - como indican los autores del artículo, un ángulo del cono visual de 15 arcmin para cada electrodo. Es importante tener en cuenta que, en contraste a los implantes que usan cámaras de vídeo externas para generar la entrada visual, cada píxel del MPDA contiene en este caso un fotodiodo sensible a la luz, que genera de forma autónoma una corriente eléctrica a partir de la luz que recibe a través del globo ocular y su propio electrodo asociado. Por tanto, cada pixel del MPDA se corresponde a una célula fotorreceptora. Esta ventaja es muy conveniente dado que el MPDA está fijo en la retina humana y se mueve de forma adecuada cuando ésta se mueve también. Además, dado que el MPDA recibe la entrada visual para generar corrientes eléctricas para los electrodos de estimulación, los movimientos de la cabeza o el globo ocular se procesan de forma natural sin requerir ningún proceso artificial. En uno de los pacientes, el MPDA se colocó directamente bajo la mácula, dando lugar a resultados mucho mejores que en los otros dos casos, donde los MPDA se implantaron en una zona más alejada, hacia el centro de la retina. Los resultados que se obtuvieron para pacientes con los implantes por detrás de la mácula fueron bastante extraordinarios. Éstos eran capaces de reconocer letras (de 5 a 8 centímetros) y leer palabras, así como distinguir patrones en blanco y negro en distintas orientaciones .

Los resultados experimentales con implantes de MPDA también han dirigido la atención a un fenómeno visual interesante, desvelando una ventaja adicional de los MPDA sobre otros implantes que utilizan dispositivos de imagen externos: la estimulación continua de las células de la retina da lugar rápidamente a unas respuestas más bajas, lo que sugiere que las neuronas de la retina son inhibidas, después de ser estimuladas, de forma repetida en un corto periodo de tiempo. Esto supone que una entrada visual proyectada en un MEA fijo sobre o detrás de la retina dará lugar a una imagen que rápidamente se desvanecerá, a pesar de que la estimulación se mantenga constante. Esto se debe a que los electrodos fijos en la retina estimulan las mismas células todo el tiempo, llevando a las células a ser menos sensibles a un estímulo constante con el paso del tiempo. Sin embargo, este proceso es reversible y las células recuperan su sensibilidad inicial una vez que el estímulo deja de ocurrir. Entonces, ¿cómo procesa este efecto un sistema visual que está intacto? ¿Por qué son los seres humanos en una condición sana capaces de fijar un objeto en su visión sin que este desaparezca poco después? Como se menciona en , el ojo humano se ajusta continuamente a través de pequeños movimientos oculares que no notamos, obteniendo el mismo estímulo visual proyectado en diferentes puntos de la retina con el paso del tiempo, incluso cuando tratamos de fijar nuestra mirada en un objeto en concreto. Este mecanismo arregla fácilmente el fenómeno del desvanecimiento de objetos que hemos mencionado en las líneas anteriores. Con un implante que sirve como ambos, un fotorreceptor y un estimulador de electrodos, como es el caso del MPDA, los movimientos oculares se pueden utilizar para solucionar este efecto directamente. Otros implantes utilizan una entrada visual externa (por ejemplo, de cámaras de vídeo), sufriendo en este caso el efecto y las imágenes se desvanecen si se estimula constantemente. Un temblor o movimiento rápido de la cámara no solucionaría este problema, dado que este movimiento externo no se corresponde con el movimiento del globo ocular y, por tanto, la corteza visual simplemente interpretará esto como una escena borrosa, en lugar de una imagen nítida y fija que se mantiene a lo largo del tiempo.

Otra gran ventaja de los implantes subretinales es la correlación precisa entre las áreas estimuladas de la retina y la localización que percibimos del estímulo en el campo visual del sujeto humano. En contraste con las CGRs, cuya localización en la retina podría no estar correspondida exactamente con la localización de sus campos receptivos individuales, la estimulación de las células bipolares se percibe exactamente en el momento en el que el campo visual se corresponde con la localización geométrica de la retina donde se haya la célula bipolar. Una desventaja muy clara de estos implantes subretinales es el proceso quirúrgico que requieren.

Implantes Epiretinales

Los implantes epiretinales se posicionan en la zona superior de la retina, estando por tanto más cerca de las células ganglionares de la retina (CGRs). Por esa razón, los implantes epiretinales tienen como objetivo estimular las CGRs directamente, sustituyendo, no solo los fotorreceptores dañados, sino también cualquier intermediario en el proceso de procesamiento visual, incluyendo las células bipolares, horizontales o amacrinas. Esto tiene algunas ventajas: la primera de ellas es que el procedimiento quirúrgico para un implante epiretinal es menos crítico que para uno subretinal, dado que la prótesis no tiene por qué ser implantada detrás del ojo. Por otro lado, hay muchas menos CGRs que fotorreceptores o células bipolares, permitiendo una mayor estimulación con una mayor distancia entre los electrodos (al menos en las zonas periféricas de la retina); o incluso una mayor densidad de electrodos que la densidad de CGRs, permitiendo una mayor flexibilidad y precisión a la hora de estimular las células. Un estudio sobre estimulación epiretinal de células periféricas de parasol que se llevó a cavo en la retina dio lugar a detalles cuantitativos [7].

Las células de parasol son un tipo de CGRs que forman la segunda trayectoria visual más densa de la retina. Su propósito principal es codificar el movimiento de objetos en el campo visual, teniendo en cuenta, por tanto, el movimiento. Los experimentos se llevaron a cabo in vitro colocando el tejido de la retina sobre 61 electrodos MEA (con un inter espaciado de 60 micrómetros). 25 células de parasol se identificaron y estimularon electrónicamente, mientras que algunas propiedades como el umbral de estimulación y la localización de estimulación ideal fueron analizados. El umbral de corriente se definió como la corriente más baja que puede ser generada por sobre una célula en un 50% de pulsos de estimulación sobre una duración de 50 milisegundos y se determinó incrementando progresivamente la fuerza del estímulo, hasta que se registró suficiente respuesta. Hay dos aspectos que se deben tener en cuenta: en primer lugar, las células de parasol, igual que las CGRs en general, muestran un comportamiento de potencial de acción, al contrario que las células bipolares que funcionan como potenciales graduados. En segundo lugar, los electrodos sobre el MEA se usaron para ambos, los pulsos de estimulación y grabar la respuesta de las células objetivo. 25 células de parasol fueron localizadas sobre el MEA de 61 electrodos, con una densidad de electrodos considerablemente mayor que la de que la densidad de células de parasol, dando lugar de forma efectiva a múltiples electrodos en los campos de recepción de una única célula de parasol. Además de medir el umbral de estimulación necesario para generar una respuesta apropiada de la célula, se determinó la mejor localización.

La localización donde la estimulación es mejor es aquella donde el electrodo que estimula se encuentra posicionado de forma que se obtenga el umbral de estimulación más bajo. Sorprendentemente, se descubrió que no era el cuerpo de la célula esta localización, como podría esperarse, sino aproximadamente 13 micrómetros hacia el axón. Desde ese punto, los experimentos mostraron un incremento cuadrático del umbral de estimulación con respecto a la distancia del electro y el cuerpo de la célula. Este estudio también desveló que todos los umbrales de estimulación que estaban por debajo de los límites de seguridad (aproximadamente 0.05 mC/m2, en contraste con el 0.1mC/cm2 que suele considerarse como un límite de seguridad asequible) y que la respuesta celular al pulso de estimulación era rápida (0.2 mseg de latencia de media) y precisa (una varianza pequeña de la latencia). Además, la densidad de electrodos era mayor a la de células de parasol, permitiendo llegar a cada una de las células individuales de forma apropiada con cada electrodo, evitando que otras células cercanas generasen una señal cuando sus vecinas eran estimuladas.

Revisión de Algunas Alternativas Técnicas

En esta sección vamos a tratar un repaso de algunas de las tecnologías alternativas que actualmente se están investigando en este campo.

Electrodos de Nanotubo

Los MEAs clásicos contienen electrodos hechos a partir de nitrito de titanio u oxido tin de indio, exponiendo los implantes a problemas serios de biocompatibilidad . Una alternativa muy prometedora a los electrodos metálicos son los nanotubos de carbono (NTC) que combinan una serie de propiedades muy ventajosas. En primer lugar, son totalmente biocompatibles, dado que están hechos de carbón puro. En segundo, son robustos, por lo que son muy convenientes para una instalación a largo plazo, una propiedad esencial en las prótesis. Por otro lado, son buenos conductores eléctricos por lo que es sencillo trabajar con electrodos. Finalmente, como son muy porosos por naturaleza, tienen grandes superficies de contacto, atrayendo a las neuronas a crecer dentro de los NTCs, mejorando la interacción entre la célula y los electrodos y minimizando la corriente necesaria para estimular a dichas células. No obstante, los electrodos NTC tienen una vida muy corta, habiendo por tanto pocos resultados disponibles sobre su viabilidad.

Implantes Inalámbricos

Otro de los desafíos más interesantes en el mundo de los implante de retina está relacionado con el cable que conecta los MEA con los estímulos externos, la batería y el control de las señales. El estrés mecánico en el cable afecta a su estabilidad y durabilidad a largo plazo, suponiendo un gran desafío en los materiales utilizados. Las tecnologías inalámbricas podrían ser una gran solución a todos los problemas que surgen de estos cables entre el implante y los dispositivos externos. La energía que entra en el ojo no es suficiente para desarrollar una respuesta neurológica. Por ello, para conseguir que un implante inalámbrico funcione, debemos proveerlo con más energía.

Una opción que se presentó en la escuela de medicina de la Universidad de Stanford es utilizar LCD infrarrojos para proyectar la escena grabada por una cámara en unas gafas, que refleja los pulsos infrarrojos en un chip localizado en la retina. El chip utiliza una batería fotovoltaica recargable para proveer al implante la energía necesaria para transferir la luz infrarroja como impulsos que tengan suficiente fuerza. De forma similar al método subretinal, esto permite que el ojo fije y focalice la imagen en objetos de la escena, además de que el ojo se mueva de forma libre, permitiendo que las distintas partes de la imagen infrarroja se proyecten en otras partes del chip implantado en la retina. En lugar de utilizar luz infrarroja, las bobinas de inducción se utilizan para transmitir la potencia eléctrica y los datos de las señales desde dispositivos externos a los implantes de la retina. Esta tecnología ha sido implementada de forma satisfactoria y probada en el implante de retina EPIRET3 . No obstante, estos experimentos eran una prueba de concepto, dado que solo se probó la capacidad del paciente de recibir una señal visual, aplicando un estímulo sobre los electrodos.

Crecimiento Neuronal Dirigido

Una forma de hacer que una estimulación neuronal sea muy precisa con corrientes extremadamente bajas, e incluso a través de distancias largas, es hacer que las neuronas desarrollen proyecciones hacia el electrodo. Aplicando una disolución química apropiada en el tejido de la retina se puede promover el crecimiento neuronal. Esto se puede llevar a cabo aplicando una capa de laminina sobre la superficie del MEA. Para controlar el recorrido del crecimiento neuronal, la laminina no se aplica de forma uniforme sobre toda la superficie del MEA, sino en caminos estrechos que forman patrones que se corresponden con las conexiones que queremos que formen las neuronas. El proceso de aplicar la laminina de forma precisa y siguiendo los patrones adecuados se denomina ‘impresión de microcontacto’. Se observa una ilustración de cómo se observaría un patrón de laminina en la figura 5. El éxito a la hora de dirigir este crecimiento neuronal proporciona la posibilidad de estimular con corrientes más bajas en comparación con la estimulación con electrodos clásicos, siendo todavía fiable el generar una respuesta neuronal . Igualmente, el umbral no sigue un crecimiento cuadrático con respecto a la distancia del cuerpo celular-electrodo, sino que se mantiene constante al mismo nivel, incluso cuando las distancias son mayores (>200 micrómetros).

Configuraciones de Microelectrodos para Caracterizar la Función de la Retina: Una Tecnología basada en CMOS

Como se ha explicado anteriormente en la sección de los desafíos de los implantes de retina, muchas configuraciones de microelectrodos ocupan demasiado espacio o no tienen suficiente número de microelectrodos. Esto es un factor limitante a la hora de observar la dinámica y la funcionalidad de las redes neuronales. Específicamente, muchos detalles celulares como la velocidad de propagación de los axones y el procesado de la información a través de ellos, se pierden en configuraciones con una menor densidad de electrodos. Recientemente, algunos investigadores han utilizado la tecnología CMOS para crear configuraciones de microelectrodos de mucha densidad con una alta resolución espacial, que permite la detección de esta información celular, así como una alta relación señal-ruido a través del uso de platino negro. Estas configuraciones pueden tener hasta 26.400 microelectrodos sobre una plataforma de 3.85 x 2.10 mm2. Con un campo de 17.5 um, la densidad de electrodos es de 3265 electrodos por micrómetro cuadrado, que acompañan a los 1024 canales de adquisición . Con muchos interruptores bajo los electrodos, varias configuraciones de éstos se pueden utilizar para evaluar las redes neuronales sobre el chip. Con un chip de microelectrodos tan denso y preciso, se puede adquirir información sobre la identificación de células, un análisis al nivel de las redes e información sobre los axones. Esta tecnología abre la puerta a fenotipos electrofisiológicos denominados ‘biomarcadores’, para modelar enfermedades y para evaluar la funcionalidad de distintos tejidos, dado que una disección de la retina se puede emplatar y grabar con una configuración de microelectrodos .

Adquisiciones de Señal de la Retina

Las señales lumínicas son interpretadas en la retina y esta información se guarda en las neuronas de la capa ganglionar, que se conoce como células ganglionares de la retina (CGRs). Estas células envían la información a través de potenciales de acción que se pueden grabar a través de configuraciones de microelectrodos para entender el circuito, desarrollo y codificado de una escena visual en la retina. Estos experimentos in vitro se realizan comúnmente aislando la retina de su tejido original, emplatando el tejido con las CGRs, mirando hacia abajo sobre la configuración y utilizando estimulación lumínica. Después, los datos se analizan utilizando clasificación de picos neuronales, proceso que se describirá más adelante. Los bloqueadores de sustancias y distintos estímulos de luz se pueden utilizar para determinar la respuesta de los fotorreceptores y evaluar su funcionalidad. Además, algunos investigadores han evaluado el efecto de mutaciones de la retina en el comportamiento de los picos de las CGRs para determinar biomarcadores electrofisiológicos. En un experimento, algunos investigadores utilizaron configuraciones de microelectrodos en las retinas de ratones salvajes con FRMD7. FMRD7 es una mutación asociada a los movimientos horizontales oculares rápidos en los individuos afectados. Los datos de las sesiones de grabación en las configuraciones de microelectrodos indicaron que hay una pérdida en la sensibilidad de las células de la retina sensibles a los movimientos en estas direcciones. Los ratones salvajes no tenían pérdida en la respuesta de estas células. Este descubrimiento indica la capacidad de las configuraciones de la tecnología de microelectrodos de determinar biomarcadores electrofisiológicos de enfermedades de la retina en investigaciones futuras .

Clasificación de Picos Neuronales

Representación de la actividad de distintas neuronas en un subespacio de 3 componentes principales.

Representación de la actividad neuronal de una neurona en distintos momentos temporales

Con las últimas tecnologías de microelectrodos, que permiten grabar señales neuronales utilizando miles de electrodos, se pueden obtener simultáneamente una gran cantidad de datos electrofisiológicos del tejido neuronal y de las redes neuronales, desvelando información sobre los patrones de señales eléctricas del sistema nervioso. Cuando utilizamos una disposición de microelectrodos en neurociencia, las señales eléctricas de las neuronas (potenciales de acción) se graban extracelularmente. Esto significa que la señal que se obtiene a través de estas grabaciones es la opuesta al clásico ‘patch-clamp’; la amplitud del potencial de acción es negativa al contrario que en el ‘patch-clamp’. Estas señales extracelulares tienen información de los potenciales de acción, así como de los mecanismos de sinapsis (potenciales de campo local (LFP)), que se pueden identificar a través de técnicas de filtrado y análisis. El proceso para analizar y asignar la información electrofisiológica a una neurona en particular se conoce como clasificación de picos neuronales.

El principal parámetro que se evalúa al analizar la señal que adquiere la configuración de microelectrodos es el tren de picos. Podemos identificar una neurona a través de su actividad de picos, dado que los momentos temporales en los que ocurren estos eventos dependen del tamaño, forma y posición relativa al electrodo de la misma. Cuando grabamos la información de miles de neuronas, la clasificación de picos es un gran desafío. Con múltiples neuronas, todas cerca las unas de las otras, es muy fácil para un electrodo el grabar señales de distintas neuronas simultáneamente. Por tanto, el proceso de clasificación de picos consiste en identificar una neurona en particular a través de su señal o sus picos individuales mientras ocurren al mismo tiempo otras muchas señales. La clasificación de picos neuronales es un proceso que tiene varios pasos y que se realiza a partir de la señal original de una población de neuronas y finalmente asigna los distintos picos a cada neurona en específico, a pesar del ruido de fondo.

Un resumen del proceso de clasificación de picos neuronales contiene los siguientes pasos: preprocesado de los datos que contienen la señal original – detección de picos – extracción de los picos y alineamiento – extracción de parámetros – agrupación o ‘clustering’ – clasificación. En este diagrama de flujo, un algoritmo para clasificar picos toma los datos de una población de neuronas y en primer lugar realiza el preprocesamiento filtrando las frecuencias bajas, que se consideran ruido al lado de los potenciales de acción. A continuación se detectan los picos fijando un umbral de voltaje. Después, se extraen las formas de las ondas y se alinean con respecto a un parámetro general de potencial de acción, en este caso, la posición. Después, se obtienen distintos parámetros utilizando las ondas originales a través de ‘wavelets’ o análisis de componentes principales, procesos necesarios para reducir las dimensiones que contienen nuestra información de interés. Los picos son agrupados a continuación, creando una plantilla o patrón para cada una de las neuronas. Este proceso se realiza para todas las neuronas que son detectadas por nuestro algoritmo. No hay algo como ‘una forma que cuadra con todo’ en un algoritmo de clasificaciones de picos, dado que las adquisiciones de los multielectrodos difieren entre los distintos tipos de células, clases y tipo de grabación que se esté utilizando. Por tanto, los algoritmos tienen que adaptarse y deben ser optimizados para producir resultados que representen de forma precisa los datos originales en distintos contextos. Sin embargo, una vez que se ha realizado la clasificación de picos, se pueden considerar otras variables, como por ejemplo los intervalos entre potenciales de acción, los periodos de refracción o la habilidad de representar en diagramas los datos de las distintas neuronas .

Otros Implantes Visuales

Además de la estimulación de la retina, pueden ser estimulados otros elementos del sistema visual.

Estimulación del Nervio Óptico

Con electrodos de tipo cuff, comúnmente solo algunos segmentos. Ventajas: No tiene muchas consecuencias en el globo ocular. Desventajas: No es muy específico.

Implantes Corticales

Implante visual cortical.

Dr. Mohamad Sawan (http://www.polymtl.ca/recherche/rc/en/professeurs/details.php?No Prof=108/), profesor e investigador del laboratorio de neurotecnologías de multiestimulación (http://ww w.polystim.ca/) en la escuela politécnica de Montreal, ha estado trabajando en prótesis visuales para ser implantadas en la corteza visual humana. Los principios básicos de la tecnología del Dr. Sawan se basan en estimular la corteza visual implantando un microchip de silicio en una red de electrodos creada a partir de materiales biocompatibles, donde cada electrodo inyecta una corriente eléctrica de estimulación para provocar la aparición de una serie de puntos luminosos (una estructura de píxeles) en el campo de visión de una persona que no tiene capacidad de visión. Este sistema está compuesto por dos partes: un implante y un controlador externo. El implante está intrínseco en la corteza visual de forma inalámbrica, recibe datos y energía del controlador externo. Esta parte implantable contiene los circuitos necesarios para generar estímulos eléctricos y tener en cuenta los cambios en la interfaz entre los microelectrodos y el tejido biológico.

Por otro lado, el controlador, que se alimenta de una batería externa, está compuesto por una micro cámara que captura la imagen, así como por un procesador y un generador de comandos que procesa los datos de las imágenes, selecciona y traduce estas imágenes para generar y tratar las estimulaciones eléctricas y controlar el proceso completo. El controlador externo y el implante se transmiten datos en ambas direcciones a través de una potente conexión basada en radiofrecuencias (RF) transcutáneas. El implante recibe la fuente de alimentación de la misma forma.

Ventajas: - Tiene una mayor área de estimulación: el segundo radio del campo de visión central de la retina se corresponde con 1mm2 en la retina, pero con 2100 mm2 en la corteza visual. Desafíos: - El implante es mucho más invasivo. - Algunas partes del campo de visión se encuentran en el sulco, el cual es muy difícil de alcanzar. - La estimulación puede dar lugar a convulsiones en algunas ocasiones.

Implantes Cocleares

Implante coclear

Un implante coclear (IC) es un dispositivo electrónico que se implanta por un procedimiento quirúrgico y que reemplaza las partes mecánicas del sistema auditivo, estimulando directamente las fibras del nervio auditivo a través de electrodos dentro de la cóclea. Los candidatos de implantes cocleares son gente con una pérdida sensorial-neuronal severa o profunda de la capacidad auditiva en ambos oídos, pero que mantienen un sistema nervioso auditivo completamente funcional. Normalmente se usan en individuos sordos para recuperar su comprensión auditiva del discurso y otros sonidos, así como en niños sordos de nacimiento para permitirles ganar capacidades del lenguaje hablado. El diagnóstico de pérdida de audición en recién nacidos y en niños se suele hacer a partir de emisiones otoacústicas y/o la grabación de potenciales acústicos. La evolución reciente del uso de implantes bilaterales permite la localización básica de sonidos en los pacientes en los que se realiza la operación quirúrgica.

Partes de un Implante Coclear

El implante se coloca a través de un procedimiento quirúrgico debajo de la piel, detrás de la oreja. Las partes principales del dispositivo incluyen. Externas: - Un micrófono, que graba la información del entorno. - Un procesador del discurso, que utiliza filtros de selección para priorizar el discurso hablado audible y envía los sonidos codificados eléctricamente en forma de señales a través de un fino cable al radiotransmisor. - Un radiotransmisor, que consiste en una bobina colocada en una posición específica de gracias a un imán colocado detrás del oído externo, y transmite el sonido procesado en forma de señales al dispositivo interno a través de inducción electromagnética. Internas:

Implante coclear (izquierda), micrófono y procesador de la señal (centro) y accesorio de control remoto (derecha).

- Un recibidor y un estimulador fijados al hueso por debajo de la piel, que convierten las señales en impulsos eléctricos y las envían a través de un cable a los electrodos. - Una configuración de hasta 24 electrodos conectada a través de la cóclea, que envía los impulsos a los nervios en la escala timpánica y dirigidos después al cerebro a través del nervio del sistema auditivo.

Procesamiento de Señales en Implantes Cocleares

En pacientes con una capacidad auditiva normal, el canal de información principal en las señales del discurso es la envoltura, mientras que para la música es la estructura. Esto también es importante en idiomas tonales, como el Mandarín, donde el significado de las palabras depende de la entonación. También se ha podido observar que los retrasos interauriculares codificados en una estructura fina, determinan de dónde proviene el sonido – mientras que los retrasos interauriculares de tiempo codificados en la envoltura no, a pesar de que las señales que se codifican en esa estructura también se reciben.

El procesador del discurso en los implantes cocleares transforma la señal que entra en el micrófono en una configuración paralela de señales para los electrodos dirigidos hacia la cóclea. El estudio de algunos algoritmos para la función de transferencia óptima entre estas señales es un campo de investigación hoy en día. Los primeros implantes cocleares tenían un solo canal. Al sonido sin procesar se le aplicaba un filtro de paso de banda para mantener solo las frecuencias en el rango del discurso hablado, moduladas después en una onda de 15 kHz que permite emparejar la señal eléctrica a los nervios. Este método permitió que algunos pacientes escuchasen de una forma muy simple, pero era muy limitado y no utilizaba la ventaja de la relación localización-frecuencia de la cóclea.

La llegada de los implantes con multicanales abrió una puerta a estudiar una gran variedad de estrategias de procesado del sonido del discurso hablado, para contribuir al proceso de audición. Estas se pueden dividir principalmente en estrategias de extracción de ondas y de parámetros.

Estrategias de Ondas

Estas incluyen generalmente el aplicar una ganancia no lineal al sonido (como por ejemplo, un audio de entrada de unos 30dB de rango dinámico se tiene que comprimir a una señal eléctrica de 5dB de rango dinámico), procesarla con bancos de filtros paralelos. La primera estrategia de ondas consistía en un método de compresión analógica. En este sistema, la señal original se filtraba con un amplificador con un controlador de ganancia (el controlador de ganancia reduce el rango dinámico de la señal). Seguidamente, la señal se transfiere a filtros de paso de banda paralelos y finalmente, la salida de estos filtros continúa para estimular a los electrodos en las localizaciones apropiadas.

Un problema con la compresión analógica es que hay una interacción considerable entre los electrodos adyacentes. Si los electrodos que reciben la señal de dos filtros estimulan al mismo tiempo, esta estimulación se superpone y puede causar una distorsión de las señales que provienen de las células ciliadas que están en el rango de ambos electrodos. La solución a este problema es el método de muestreo continuo de aceptación – donde los electrodos que reciben señal de filtros contiguos estimulan en tiempos ligeramente distintos. Esto elimina la interferencia entre los electrodos cercanos, pero induce un problema dado que con la aceptación, la resolución temporal se puede ver aceptada.

Representación esquemática del muestreo continuo de aceptación.

Estrategia de Extracción de Características

Estas estrategias se centran menos en transmitir las versiones filtradas de la señal de audio y más en la extracción de parámetros más abstractos de la señal y transmitir estos a los electrodos. Las primeras técnicas de extracción de parámetros buscaban encontrar los formantes (las frecuencias con la máxima energía) del sonido. Para lograr esto, se aplican filtros de paso de banda amplios (por ejemplo, 270Hz para el filtro de paso bajo para el primer formante; 300Hz-1kHz para F1; y 1kHz-4kHz para F2) y después calcular la frecuencia de los formantes, utilizando cruces por ceros para cada una de las salidas de estos filtros y la amplitud del formante para observar la envoltura de las señales de cada filtro. Solo se activan los electrodos correspondientes a estas frecuencias de formantes. La limitación principal de este método es que los formantes identifican principalmente las vocales, mientras que la información sobre las consonantes, que reside principalmente en las altas frecuencias, se transmite muy pobremente. El sistema MPEAK se desarrolló posteriormente, es un diseño que incorpora filtros de paso alto que pueden estimular de una forma más precisa los sonidos sordos (de consonantes), estimulando electrodos de alta frecuencia y la frecuencia de los formantes en intervalos aleatorios .

Desarrollos Actuales

Diagrama de bloques del esquema de procesamiento SPEAK.

Actualmente, la estrategia que lidera es el sistema PEAK, que combina características de ambas, la estrategia de ondas y la de detección de características. En este sistema, la señal pasa a través de configuraciones paralelas de 20 filtros de paso de banda. La envoltura se extrae de la frecuencia más potente de cada uno de estos canales (cuántas depende de la forma del espectro) y el resto se descartan. Las amplitudes de estas se comprimen logarítmicamente para adaptar la señal mecánica al rango del sonido con el rango de señal eléctrica apropiado para las células ciliadas.

Múltiples micrófonos

En estos implantes novedosos, la empresa Cochlear utiliza 3 micrófonos en lugar de uno. La información adicional se utiliza para formar haces, es decir, extrae la información del sonido que proviene de una dirección recta por delante. Esto puede mejorar la relación señal-ruido cuando se habla a todas las personas hasta 15 dB, mejorando de forma significativa la percepción del sonido en entornos ruidosos.

IC de integración – Ayuda para Escuchar

Preservar las frecuencias bajas después de un implante coclear es posible con una técnica quirúrgica y prestando atención al diseño de los electrodos. Para pacientes que tienen todavía la capacidad de escuchar frecuencias bajas, la empresa MedEl ofrece una combinación de un implante coclear de altas frecuencias y un audífono clásico para las frecuencias más bajas. Este sistema, que ha sido bautizado como EAS para la estimulación electro-acústica, utiliza un electrodo de 18 mm, en contraste con los 31.4 mm del IC completo (nótese que el tamaño de la cóclea es aproximadamente 36mm). El resultado es una mejora significativa de la percepción de música y un mejor reconocimiento del discurso para idiomas tonales

Estructura Fina

Representación esquemática del muestreo continuo de aceptación. El procesado (‘Proc’) resume la detección por bandas de frecuencia, la compresión de amplitud, digitalización y modulación de pulso.

Para las altas frecuencias, el sistema auditivo humano utiliza solo información tonotópica para codificar. Para las frecuencias bajas, sin embargo, también se utiliza información temporal: los nervios auditivos se activan de forma síncrona con la fase de la señal. Por el contrario, los ICs originales solo usaban la potencia del espectro de la señal de entrada. En los modelos nuevos, por ejemplo MedEl, incorpora la información del tiempo para las frecuencias bajas, lo que se denomina estructura fina, para determinar el momento temporal de los pulsos de estimulación. Esto mejora la percepción de música y la percepción del discurso para idiomas tonales como el Mandarín. Matemáticamente, la envoltura y la estructura fina de una señal se puede obtener a partir de la transformada de Hilbert (véase la figura). Véase el código implementado con ese objetivo en http://work.thaslwanter.at/

Electrodos visuales

Simulación de la potencia de estimulación de un implante coclear.

El número de electrodos disponibles se ve limitado por el tamaño de los electrodos (y, por tanto, las cargas y corrientes generadas) y por la corriente transmitida a lo largo de la endolinfa. Para incrementar la especificidad de la frecuencia se pueden estimular dos electrodos contiguos. Los sujetos de estudio reciben esto como una frecuencia de un solo tono, intermedia entre ambos electrodos.

Estimulación de un Implante Coclear

El procesado del sonido en un implante coclear todavía está sujeto a mucha investigación, es uno de los elementos con más diferencias en los productos de distintos productores. No obstante, el procesamiento básico de la señal es bastante simple dado que se puede implementar para obtener una impresión de la calidad del sonido recibido por los pacientes, utilizando este implante coclear. El primer paso en este proceso es muestrear algunos sonidos para analizar su frecuencia. Después se selecciona una ventana temporal, durante la cual queremos buscar los puntos fuertes de la estimulación en los electrodos de ICs. Hay dos formas de hacer esto: i) a través el uso de filtros lineales (véase ‘Filtros de Gammatone’); o ii) a través del cálculo del espectro de potencias (véase ‘Análisis Espectral’).

Implantes Cocleares e Imágenes de Resonancia Magnética

Con más de 150.000 implantes en todo el mundo, los implantes cocleares (IC) son hoy en día un método estándar para tratar la pérdida de capacidad auditiva tanto severa como profunda. Dado que aquellos beneficios de los ICs son más evidentes cada día, cada vez hay más gente decidida a apoyar estos proyectos, y dados todos los programas de revisión de recién nacidos en casi todos los países industrializados, los pacientes que reciben un IC durante su infancia lo mantendrán probablemente durante el resto de sus vidas. Algunos de ellos requerirán diagnósticos y revisiones durante el transcurso de sus vidas, algo que se puede llevar a cabo con técnicas de Imagen de Resonancia Magnética (IRM). Para gran parte de la población, incluyendo pacientes que sufren de un infarto cardiaco, dolor de espalda o de cabeza, la IMR se ha convertido en un método completamente normal para su diagnóstico. La IMR utiliza pulsos de campos magnéticos para generar imágenes, los dispositivos de IMR hoy en día trabajan con campos magnéticos de hasta 1.5 Teslas. Los dispositivos de entre 0.2 y 0.4 Teslas son muy comunes y la potencia de radiofrecuencia puede tener picos de hasta 6kW en una máquina de 1.5 Teslas.

Los implantes cocleares se han visto históricamente como incompatibles con las técnicas de IMR y con campos magnéticos de más de 0.2 Teslas. Las partes externas del dispositivo deben ser siempre retiradas. Hay distintas regulaciones para las partes internas del dispositivo. Actualmente según las guías de la FDA de Estados Unidos (Food and Drug Administration), se permite solo un uso limitado de técnicas de IMR tras la implantación de un IC. Los dispositivos de púlsar y Sonata (MEDEL Corp, Inssbruck, Austria) han sido aprobados para 0.2T. El Hi-res 90K (Advanced Bionics Corp, Sylmar, CA, USA) y el Nucleus Freedom (Cochlear Americas, Englewood, CO, USA) se aprobaron para IMR de hasta 1.5T tras retirar el imán interno del dispositivo de IC. Para retirar y reemplazar el imán mediante un procedimiento quirúrgico, se puede realizar una pequeña incisión bajo anestesia local, pero lo más común es que con el proceso se ablande esa zona y haya un riesgo de infección para el paciente.

Estudios de cadáver han demostrado que hay un riesgo de que el implante se desplace del dispositivo interno durante un escáner de IMR con 1.5 Teslas. Sin embargo, el riesgo podría ser eliminado a través del uso de un vendaje de compresión. Sin embargo, el IC produce un artefacto que podría reducir potencialmente el valor de diagnóstico del escáner. El tamaño del artefacto sería mayor de forma relativa con respecto al tamaño de la cabeza del paciente y esto podría ser un desafío particularmente duro para los escáneres de IMR en niños. Un estudio reciente de Crane et al., 2010 descubrió que el artefacto alrededor del área del IC tiene una dimensión anterior y posterior media de 6.6 +/-1.5 cm (media +/- desviación estándar) y una dimensión izquierda-derecha de 4.8+/-1.0 cm de media .

Implante Vestibular

Introducción

Las personas que tienen un sistema vestibular dañado sufren una combinación de síntomas que pueden incluir, entre otros, perturbaciones en la visión y capacidad auditiva, vértigo, mareo y desorientación espacial. Actualmente no hay tratamientos efectivos para pacientes con sistemas vestibulares dañados o débiles. Durante la década pasada, algunos científicos desarrollaron dispositivos de estimulación eléctrica, similares a los implantes cocleares, que podrían ayudar a restaurar la función del canal semicircular. Los implantes vestibulares tienen como objetivo restaurar el equilibrio en pacientes que tienen un sistema vestibular dañado. La figura [24] muestra un prototipo de implante de sistema vestibular, que es un implante coclear modificado, diseñado por MED-EL (Innsbruck, Austria).

Este prototipo de neuroprótesis vestibular contiene cuatro componentes principales, un estimulador eléctrico, tres electrodos extracocleares que se colocan en la ampolla de cada canal semicircular y una configuración intracoclear. Cuando un implante vestibular se enciende, ráfagas de corriente eléctrica en forma de pulsos bifásicos de carga equilibrada se distribuyen a cada electrodo extracoclear a través de sus respectivos nervios vestibulares . Finalmente, la estimulación eléctrica puede restaurar el equilibro en un paciente por medio de la estabilización de la mirada a través del reflejo vestíbulo-ocular (RVO). El progreso hacia una prótesis implantable ha demostrado resultados prometedores para restaurar de forma efectiva la transducción de las rotaciones de la cabeza guiadas por el sistema vestibular. No obstante, el paradigma de lograr una estimulación apropiada para codificar crónicamente movimientos tridimiensionales de la cabeza sin causar actividad neuronal no deseada, sigue siendo uno de los desafíos principales.

Evolución de las Prótesis Vestibulares (1963-2014)

En 1963, Cohen y Suzuki introdujeron la noción de prótesis vestibulares demostrando que los movimientos oculares se pueden inducir a través de estimulación eléctrica de la rama ampular del nervio vestibular. Algunos estudios que continuaron estas investigaciones se focalizaron en ingeniar una estimulación continua y precisa para rehabilitar pacientes con distintos tipos de enfermedades vestibulares, como por ejemplo la pérdida bilateral de función vestibular (de inglés BVL) y la enfermedad de Meniere . Cuatro décadas después del trabajo pionero de Cohen y Sukui, Merfeld y sus compañeros desarrollaron el primer dispositivo vestibular para generar movimientos oculares suaves, estimulando eléctricamente el nervio vestibular . La viabilidad de los dispositivos vestibulares neuro-electrónicos ha inspirado a investigadores y científicos a integrar sistemas de detección de movimiento para medir los movimientos de la cabeza. Satina y sus compañeros utilizaron sensores de giroscopio para medir los movimientos de la cabeza en un espacio tridimensional y codificar esta información para generar señales que controlasen los músculos de cada ojo a través del nervio vestibular. Nada menos que en 2012, solo dos grupos de investigación en el mundo habían llevado a cabo estudios de implantes vestibulares en humanos: un equipo liderado por Jay Rubinstein en la Universidad de Washington y un esfuerzo conjunto entre el equipo liderado por Herman Kingma en la Universidad de Mastrich del Centro Médico de los Países Bajos, y un segundo grupo liderado por Jean-Phillipe Guyot en el Hospital Universitario de Ginebra, Suiza . Jay Rubinstein lideró el primer estudio vestibular clínico en 2010. Rubinstein y sus compañeros instalaron de forma exitosa un marcapasos vestibular para reducir o terminar los ataques de vértigo involuntarios en pacientes diagnosticados con la enfermedad de Meniere . Desafortunadamente, el marcapasos vestibular en pacientes implantados resultó en un deterioro de ambas, la función auditiva y vestibular . Este grupo ha tomado una nueva dirección para explorar distintos paradigmas de estimulación eléctrica, incorporando información sobre el movimiento . El segundo intento de estudios clínicos en humanos se llevó a cabo por Kingma, Guyot y compañeros en 2012. Los implantes vestibulares utilizados en este estudio fueron prototipos de MED-EL. Perez-Fornos y sus compañeros demostraron que algunos pacientes llegaron a alcanzar un nivel satisfactorio de recuperación funcional que les permitió llevar a cabo actividades del día a día como pasear.

Actualmente está habiendo mucho progreso gracias a estudios liderados en conjunto por convenios entre universidades e industria. Hay cuatro universidades líder y/o colaboraciones trabajando en prótesis vestibulares dirigidas a aplicaciones clínicas. Estos equipos incluyen: Rubinstein en la Universidad de Washington y Cochlear Ltd (Lane Cove, Australia); Della Santina y su equipo en el laboratorio de Neuroingeniería (Facultad de Medicina de la Universidad John Hopkins, Baltimore, MD, EEUU); el equipo de Daniel Merfel en el laboratorio de fisiología Vestibular de Jenks en Harvard (Massachusetts Eye and Ear Infirmary, Boston, MA, EEUU); y un convenio entre Herman Kingma, Jean-Philippe Guyot y MED-EL.

Futuras Líneas de Investigación

El estado del arte de la tecnología de implantes vestibulares es un sistema de dos fases que produce estimulaciones eléctricas a los tres nervios ampulares en respuesta a la rotación de los respectivos ejes (canales anterior, posterior y horizontal). Sin embargo, la biofísica de la estimulación del nervio protésico sigue siendo un desafío para representar la transducción sensorial normal. A pesar de que se sabe mucho sobre cómo los nervios aferentes codifican los movimientos de la cabeza, todavía no se entiende cómo diseñar un estímulo no invasivo para crear una estrategia que codifique los multi-canales de las prótesis. Se continua una investigación activa que se focaliza en solucionar las limitaciones del diseño y la transducción de la señal.

Las prótesis neurales actuales tratan de excitar el tejido nervioso en el que están implantadas, pero el efecto del estímulo de excitaciones continuas puede causar déficits neurológicos . Finalmente, un dispositivo que puede excitar movimientos en la cabeza en una dirección e inhibir los movimientos en la dirección opuesta es algo muy interesante. El último prototipo desarrollado por Santina y sus trabajadores, SCSD, ha demostrado que las estimulaciones de corriente directa pueden provocar repuestas VOR excitatorias e inhibitorias . Sus resultados demuestran que los efectos de introducir un sistema vestibular en una base artificial puede alterar el rango dinámico de los umbrales excitatorios e inhibitorios de formas impredecibles. Por otro lado, los estudios clínicos muestran que es posible para los humanos adaptarse en un tiempo razonable (unos pocos minutos) a la ausencia de la presencia de actividad neuronal artificial . Una vez que se obtiene esta adaptación, uno puede modificar la amplitud y las modulaciones de frecuencia de la estimulación para producir movimientos suaves de los ojos en distintas direcciones y velocidades .

Otro tipo de limitación de diseño de las prótesis eléctricas es que la corriente puede propagarse fuera del nervio que se trataba de estimular, causando estimulaciones en el canal erróneo . Como consecuencia, esta propagación de la corriente induce un desalineamiento entre los ejes de las rotaciones de la cabeza y los ojos . Por tanto, los mecanismos en los cuales se basa la plasticidad neuronal direccional pueden proveernos con respuestas bien alineadas en humanos. Otros estudios sugieren que la estimulación infrarroja del nervio es ventajosa para neuronas específicas y menos prominente para las poblaciones de neuronas vecinas ref name="Harris" /> . El uso de óptica podría permitir una mayor selectividad espacial y un acceso quirúrgico mejorado .

Además, el desafío fundamental en el desarrollo de prótesis vestibulares está relacionado con las formas en las cuales la información de órganos vestibulares producen movimientos específicos. Se ha demostrado que las respuestas perceptuales y los reflejos son dependientes del aferente vestibular estimulado . Algunas prácticas quirúrgicas son examinadas para colocar de forma precisa los electrodos con respecto a los aferentes, que al final pueden ser una gran influencia a la hora de estimular una respuesta en concreto. Dado que las zonas auditivas y vestibulares del oído interno están conectadas, la propagación de la corriente más allá de los nervios ampulares que se desea estimular y/o los riesgos de la cirugía, pueden afectar a la actividad del nervio coclear. Es probable que los individuos con implantes experimenten un riesgo de pérdida auditiva, como se observó con los monos Rhesus . Santina y sus compañeros encontraron que implantando electrodos se podría causar hasta 14dB de pérdida auditiva, la propagación de la señal eléctrica para estimular podría reducir adicionalmente la capacidad auditiva entre 0.4 y 7.8 dB. Este estudio sugiere que la propagación de corriente eléctrica a lo largo de las células ciliadas de la cóclea puede causar actividad aleatoria en las regiones cocleares cercanas.

Implantes Olfativos

Aproximadamente un 5% de la población padece anosmia (pérdida de olfato). Un sistema olfativo intacto es un elemento esencial de la percepción del sabor cuando comemos o bebemos. La mayoría de los problemas que provienen de la pérdida del gusto provienen de una enfermedad olfativa. Además, la percepción del olfato también es crucial en nuestro día a día. Muchas experiencias, como las lluvias primaverales, las flores frescas o la sensación de hogar en adición a cualquier evento, se basan en este sentido, incluso siendo complicadas de describir. Cuando las causas de la pérdida del olfato son inflamatorias, se pueden solucionar haciendo uso de esteroides sistémicos, sin embargo, otros tratamientos para algunas causas comunes de anosmia como una infección respiratoria, un traumatismo craneal o la vejez, no son efectivos todavía.

Inflamación de la mucosa nasal que da lugar a anosmia.

Viabilidad del Estudio

Un estudio de Eric H. Holbrook, Sidharth V. Puram y otros se llevó a cabo para determinar la viabilidad de inducir olor a través de la estimulación con electrodos artificiales del bulbo olfatorio. Cinco sujetos, de edades entre 43 y 72 años, fueron reclutados. Tres de ellos mostraron percepción olfativa tras la estimulación eléctrica. Todos los sujetos toleraron el estudio con incomodidades mínimas. Los sujetos de prueba fueron capaces de percibir el olor, lo que fue confirmado con un producto comercial de 40 objetos para rascar y oler. Con una guía endoscópica y sin anestesia tópica, un electrodo monopolar o bipolar se colocó en tres zonas de la lámina lateral de la placa cribiforme en la base del cráneo: (1) el etmoidal anterior, posterior a la apertura del seno frontal; (2) el etmoidal posterior con las esfenoides de cara anterior; y (3) en el etmoidal medio aproximado con la distancia media entre los puntos anterior y posterior . Durante 0.2 y 0.3 mseg., los implantes fueron estimulados con una intensidad en un rango de entre 1 y 20 mA. Tres de los cinco sujetos aseguraron tener una experiencia olfativa aunque no pudieron especificar la diferencia entre ellos. La percepción del olfato no cambió mayormente con las diferentes intensidades de corriente o localización de los electrodos, pero pequeñas diferencias entre ‘dulce’, ‘amargo’ o ‘malo’ sí que fueron notadas. No hubo diferencias entre los electrodos monopolares y bipolares. El olor que percibieron fue descrito como ‘de cebolla’, ‘antiséptico’, ‘amargo’, ‘afrutado’ o ‘malo’. Cuando se les preguntó sobre una escala de las intensidades percibidas entre el 1 y el 10, los resultados variaron entre 2 y 4. Todos los sujetos experimentaron también alguna incomodidad con los dispositivos, en forma de un pulso palpitante u hormigueo, localizado en el electrodo de referencia, en el canto interno del ojo o en el puente de la nariz, punta de la nariz o detrás del ojo. Los electrodos que se colocaron en la hendidura de la nariz causaron estornudos o una sensación desagradable en cuatro de los sujetos, y el único que toleró esta sensación no desarrolló olfato con las estimulaciones. En conclusión, el estudio consiguió la percepción de olor con estimulación eléctrica del bulbo olfatorio por primera vez. Los autores plantean continuar explorando estos implantes, textualmente: ‘Un trabajo futuro extenderá los experimentos para incluir sujetos que carezcan de sentido del olfato y desarrollarán medidas más objetivas de la percepción olfativa’. Este estudio era tan solo una prueba de concepto para futuras investigaciones sobre la posibilidad de recuperar el olfato a través de la tecnología de estimulación eléctrica .

Direcciones Futuras

Medidas Electrónicas del Olor

Hoy en día el olor se puede medir electrónicamente mediante diversas técnicas, como por ejemplo: espectrografía de masa, cromatografía gaseosa, espectros raman y, más recientemente, narices electrónicas. En general se asume que distintos receptores olfatorios tienen diferentes afinidades a propiedades moleculares fisicoquímicas específicas, y que la activación de estos receptores da lugar a un patrón espacio temporal de actividad que representa los olores.

Nariz Electrónica

Las e-narices son dispositivos artificiales para sentir el olor, basados en una configuración de quimiosensores y patrones de reconocimiento. Se utilizan para identificar y cuantificar sustancias disueltas en el aire (u otras sustancias). Una e-nariz consiste en un dispositivo de muestreo (análogo a la nariz), una configuración de sensores (análogo a las neuronas receptivas del olfato) y una unidad de computación (análoga al cerebro).

Configuraciones de sensores

Al igual que en las narices de los animales, se utilizan sensores no específicos. Esto no se debe al hecho de que es muy complicado encontrar sensores muy específicos, sino a que el objetivo es cubrir un gran rango de posibles componentes sin un sensor para cada uno de ellos. Además es más robusto, preciso y eficiente si el procesamiento se basa en información de distintos sensores. Estos sensores experimentan un cambio en sus propiedades eléctricas (por ejemplo, mayor resistencia) cuando están en contacto con un compuesto. Esta alteración supone un cambio de voltaje que se digitaliza (Conversor AD). Los tipos de sensores más frecuentes incluyen semiconductores metal-óxido (MOS), microbalanzas de cristal de cuarzo (QCM), polímeros conductores (CP), y sensores de ondas acústicas de superficie (SAW) – las siglas provienen del inglés. Otra tecnología muy prometedora son las narices bioelectrónicas que utilizan proteínas como sensores. También es posible combinar diferentes tipos de sensores para lograr un resultado más preciso y combinar las ventajas de distintos tipos de sensores, es decir, una mayor respuesta temporal y más precisión.

Ejemplo: Principio de un Sensor Polimérico Conductor

Un sensor de polímero conductor consiste en una configuración de entre 2 y 40 polímeros conductores (largas cadenas de moléculas orgánicas). Algunas moléculas del olor entran en contacto con la capa de polímeros causando que ésta se expanda e incrementando su resistencia. El incremento de esta resistencia de muchos tipos de polímeros se puede explicar por la teoría de percolación [42]. Debido a las propiedades químicas de los materiales, los distintos polímeros reaccionan de forma distinta al mismo olor.

Computación

La señal del sensor tiene que cuadrar con una mezcla de olores y el patrón de reconocimiento del algoritmo. Es posible crear una base de datos con combinaciones potenciales y encontrar el mejor emparejamiento a través de métodos estadísticos multivariables cuando un olor se presenta o una red neuronal se entrena para reconocer patrones. También es común utilizar análisis de componentes principales para reducir la dimensionalidad de los datos del sensor.

Aplicaciones

Hay muchas aplicaciones de las e-narices. Se utilizan en la industria aeroespacial y en otras para monitorizar sustancias peligrosas para controles de calidad. Algunas aplicaciones podrían ser el diagnóstico de enfermedades que alteran la composición química de la respiración o del olor de las excreciones o de la sangre, pudiendo sustituir potencialmente a las técnicas de diagnóstico invasivas. Se puede emplear también para diagnosticar cáncer, dado que algunas células cancerígenas se pueden identificar por su perfil de composición orgánica volátil. El diagnóstico del cáncer a través del olor ya ha funcionado con perros y moscas , pero métodos prácticos asequibles con alta sensibilidad y especificidad están siendo todavía desarrollados. Otras aplicaciones médicas son el tratamiento de la anosmia a través de implantes olfativos basados en una e-nariz. Esto todavía está siendo desarrollado. Sin embargo, las e-narices ya son utilizadas en la monitorización ambiental y protección. En robótica, las e-narices pueden ser utilizadas para seguir olores transportados por el aire o en el suelo. En el campo de robótica en particular, sería muy interesante tener un mayor entendimiento del sistema olfatorio de los insectos dado que, para utilizar el olor para navegar o localizar fuentes de olor, los estímulos temporales que normalmente ignoramos se deben utilizar.

Los insectos pueden seguir olores dado que reaccionan a cambios en aproximadamente 150 milisegundos y algunos de sus receptores pueden representar cambios de concentración de olores, que ocurren en al menos 10 Hz. Por el contrario, un polímero de conducción así como las e-narices de metal-óxido tienen tiempos de respuesta entre segundos y minutos, con solo algunas excepciones en decenas de milisegundos.

Estimulación Optogénica de las Neuronas

Fotoestimulación de Neuronas

La fotoestimulación de neuronas es un campo de estudio emergente. La activación de las neuronas se lleva a cabo en este caso focalizando una fuente de luz en una célula nerviosa, causando la despolarización. Hay dos formas principales de llevar a cabo este proceso: irradiando las neuronas con un láser, induciendo por tanto un gradiente de temperatura local; o introduciendo canales sensibles a la luz o receptores en las células nerviosas haciéndolas sensibles a la luz, similar a los conos y bastones en la retina humana. Algunas ventajas sobre la estimulación eléctrica tradicional son la mayor precisión y menor trauma en el tejido .

Estimulación Eléctrica vs Óptica

La estimulación eléctrica tiene limitaciones inherentes en comparación con la estimulación óptica. Para generar respuestas fiables, los electrodos tienen que estar en contacto físico o próximos al tejido que se pretende estimular. La introducción de electrodos en el tejido nervioso produce un daño en el tejido de toda la zona de alrededor. En muchos casos las configuraciones de electrodos se introducen en tejido conductor permitiendo la propagación de la corriente y disminuyendo la resolución espacial que se obtiene. La medida de la actividad neuronal que se evoca de forma natural suele ser contaminada con artefactos de estimulación mucho mayores que la actividad neural que se mide. Un caso especial de esto ocurre cerca del lugar de excitación. Por el contrario, la estimulación óptica puede conseguir de forma fiable la excitación de células particulares o de pequeñas poblaciones de estas. Esto no requiere un contacto directo con el tejido, reduciendo así el daño que se produce en el mismo. Finalmente, las grabaciones eléctricas de la respuesta neural en proximidad no están contaminadas por los estímulos de excitación . A pesar de que la estimulación eléctrica sufre de las desventajas mencionadas anteriormente, no está establecida todavía como un método fiable para estimular los nervios en pacientes.

Estimulación Infrarroja

La estimulación infrarroja está basada en un láser infrarrojo que induce un gradiente de temperatura dentro de la neurona. No requiere ninguna modificación de las células previa a la estimulación. El láser de baja potencia no causa ningún daño en el tejido y produce una estimulación libre de artefactos. Los mecanismos exactos que conducen a una descarga neuronal no se conocen todavía. Sin embargo, algunos estudios han demostrado que este fenómeno es más probable dado a los procesos fototérmicos. Por tanto, la irradiación de radiación infrarroja crea un gradiente de temperatura concentrado en un pequeño espacio que se desvanece después de que la irradiación cese. La temperatura local sube hasta 9ºC, se piensa que puede causar cambios en la conformación de las moléculas, dando paso a una activación neuronal. Con frecuencias de radiación altas, el calor empieza a ser aditivo, causando que se caliente el tejido irradiado progresivamente, terminando en células dañadas .

Optogenética

Técnicas de manipulación óptica de la activación neuronal. De izquierda a derecha: ChR, HR, Opto-XR, RI-Irradiación

La optogenética es la sensibilización de células a la luz introduciendo genes externos, permitiendo alta resolución temporal y espacial, alterando los patrones de activación de las neuronas. Los genes se pueden expresar como una modificación genética en animales o pueden ser introducidos con vectores como virus. La mayoría de los genes que sensibilizan lumínicamente fueron descubiertos en organismos unicelulares como las algas o las arqueas. Estos genes pueden codificar canales iónicos sensibles a la luz o receptores que producen varias respuestas a la estimulación óptica. Para la activación neuronal se suelen usar canales naturales de Rodopsinas (ChR) o variantes genéticas diseñadas con este propósito. Los ChR son canales catiónicos no específicos y sensibles a la luz que se abren cuando se excitan con luz azul (480 nm). En las células nerviosas, la apertura de los ChR supone la entrada de sodio y la despolarización de la membrana . El componente sensible a la luz es un trans-retinal que también se encuentra en la retina humana. La luz induce un cambio en la conformación del 13-cis-retinal que permite a los cationes entrar por ese canal . La inducción de mutaciones específicas cerca del lugar de unión retinal puede alterar las propiedades cinéticas y la especificidad de los canales [8]. Uniendo los ChR con otras proteínas se pueden crear herramientas para diversas funcionalidades como monitorización in vivo o monitorización de construcciones introducidas Linking ChR to other proteins allows for tools with diverse functionalities as in vivo monitoring of the introduced constructs. .

Las halorodopsinas (HR) son bombas iónicas controladas por la luz utilizadas para activar la inhibición neuronal. La excitación óptica por medio de luz amarilla (570nm) en neuronas sensibilizadas da pie a la adquisición de iones de cloro y a la hiperpolarización . Como en los ChR, las moléculas sensibles a la luz son también totalmente trans-retinales. Debido a la distinta estabilización y, por tanto, a las distintas longitudes de onda a las que son sensibles las HR y los ChR, se pueden utilizar en las mismas células y ambos se activan en momentos distintos. Esto permite un control muy adecuado sobre la actividad neuronal de los circuitos neuronales .

Para el control óptico de los mecanismos celulares, fueron desarrolladas las proteínas Opto-XR , donde X hace referencia al mecanismo de transmisión de la señal. Las Opto-XRs están formadas por rodopsinas animales (bovinas, de ratas…) con dominios intracelulares que hacen el papel de las secuencias de señales de la célula . Esto permite una regulación óptica de los mecanismos de señal. Estas secuencias de señales pueden o bien ser activadas o desactivadas por cambios conformacionales inducidos por la luz en las rodopsinas. Esto permite una activación específica de algunos mecanismos receptores específicos como serotonina o señales adrenérgicas .

Estimulación Óptica en las Prótesis Neuronales

La estimulación eléctrica se ha usado durante mucho tiempo para provocar la activación neuronal en prótesis neuronales. Sin embargo, la propagación de la corriente eléctrica y la generación de campos eléctricos limita la resolución espacial que se puede obtener. Esto limita la fidelidad de la señal transmitida . En el caso de prótesis auditivas, se pueden implantar hasta 20 electrodos, produciendo una calidad de sonido más allá de las expectativas. Un cambio hacia la tecnología basada en la óptica podría suponer la activación de áreas más pequeñas, incrementando la cantidad de tonos percibidos. Los últimos hallazgos en técnicas de simulación óptica son prometedores dado que prevén técnicas para superar esas dificultades y para mejorar los dispositivos protésicos y la calidad de vida de los pacientes.

Implantes Cocleares

La estimulación infrarroja de la cóclea, así como la del nervio auditivo, han sido testadas en varios modelos de animales como roedores y gatos. Con la óptica se puede obtener una precisión considerable teniendo en cuenta el área estimulada por el láser, que es aproximadamente el mismo tamaño que la activada por un tono de voz normal. También se ha demostrado que usando estimulación con una baja irradiación IR, se puede obtener una estimulación constante, que puede ser conseguida sin sufrir un calentamiento ni daño del tejido. Esto permite el uso del implante a lo largo del día sin dañar el sistema coclear. Una mayor desventaja de la estimulación IR es que consume mucha más energía que la estimulación eléctrica .

Para superar este problema de la energía, algunos investigadores han empezado a testear métodos optogenéticos en roedores. De esta forma, diseñan ratones modificados genéticamente para que expresen ChR en las neuronas espinales ganglionares. La sensibilización de las células nerviosas reduce la energía que requieren para ser activadas en comparación con la irradiación IR por un factor de siete (IR: 15 uJ, Optogen.: 2uJ, Eléctrico: 0.2 uJ). La estimulación es, por tanto, posible con uLEDs en lugar de láseres. A pesar de estos progresos, la implementación de esta tecnología en humanos en un futuro cercano es muy cuestionable. La principal razón es la posibilidad de daños causados por la introducción de un virus de material genético en el organismo. Hasta ahora, muy pocas terapias génicas han sido aprobadas. Una forma segura y muy efectiva de infectar específicamente los órganos cocleares sería necesaria para ser aprobada.

Sin embargo, han sido registradas las primeras patentes describiendo potenciales de implantes cocleares en humanos. Estos implantes funcionan de forma similar a los tradicionales implantes eléctricos. Sin embargo, en lugar de los electrodos, tienen VCSELs (láseres de emisión en la superficie de la cavidad vertical – vertical-cavity Surface-emitting lasers) que están controlados por la entrada del dispositivo implantado. Los VCSELs son diodos que emiten láseres y pueden colocarse en un pequeño tubo en el implante. Los láseres se dirigen al órgano de Corti y pueden colocarse mucho más pegados que los electrodos, pudiendo duplicar la cantidad de canales de salida del implante. Los diodos de láser se utilizan para señales de tono agudo, mientras que los electrodos producirían amplitudes más bajas para los nervios

Prótesis Vestibulares

Las prótesis vestibulares tienen como objetivo restaurar los problemas de equilibrio que surgen de la disfunción del sistema vestibular. Dado que los canales semicirculares están interconectados, la propagación de la corriente es un gran problema a la hora de proveer estímulos de electricidad. La propagación de la corriente puede dar lugar a estimulaciones indeseadas en los canales semicirculares, resultando en señales de equilibrio incorrectas que se enviarían al cerebro. Se ha estudiado la posibilidad de utilizar irradiación IR. La irradiación de la ampolla no provoca potenciales de acción. La razón de esta estimulación fallida podría deberse a la insensibilidad de las células ciliares a la radiación IR. No obstante, la estimulación óptica del nervio vestibular podría ser viable. De momento no está claro si separar la estimulación de los nervios de diferentes ampollas podrías ser posible de esta forma .