Prótesis Visuales

Prótesis Visuales

Básicamente son dispositivos artificiales que proporciona información visual del mundo exterior a cualquier punto de la vía visual (SNC). Diseñado de tal forma que permita codificar y transmitir información sensorial de una manera similar a la que usa el propio SNC. Por tanto, estas señales generadas por la codificación de las señales entrantes de los dispositivos de captación de imagen, lleguen al cerebro y sean interpretadas de manera útil y fiable. Es decir, el objetivo de la prótesis es establecer una conexión funcional entre un dispositivo artificial de captura de imágenes exterior, y las neuronas de una región concreta de SNC.

El sistema visual de los primates incluye tres etapas de procesamiento, y por tanto, tres objetivos para una prótesis visual, retina, LGN, y córtex visual. Siendo, la percepción de los estímulos de un electrodo de estimulación en las tres áreas comparable. Esto sugiere que factores como la accesibilidad quirúrgica, la solidez del tejido y biocompatibilidad, pueden ser más importantes, para el desarrollo de una prótesis visual.

Todas las prótesis visuales se basan en la hipótesis de que puntos de estimulación eléctrica crean una percepción visual, similar a los letreros luminosos que forman números y letras mediante por el encendido de luces llamados "fosfenos" ó “electrofosfenos”. Aunque estos puntos son una mínima compensación a la perdida visual, el paciente puede percibir y extraer información útil de su entorno a partir de estos estímulos.

Todas las prótesis en estudio tienen una organización jerárquica similar a la natural del sistema visual, es decir están bio-inspiradas, donde la información se transmite de adelante (campo visual del paciente) hacia atrás (campo visual receptivo) emulando a una vía visual sana. Todas las prótesis deben ser biocompatibles ya que su objetivo final, es ser implantadas en humanos respetando la anatomía y funcionalidad del sistema visual durante décadas y siendo suficientemente resistentes para realizar su labor sin degradarse con el uso

Las prótesis consisten en una serie de aparatos interconectados que realicen las siguientes funciones:

1)     Captura de imágenes: cámara o dispositivo similar a una retina, que extraiga información del campo visual de delante del paciente, (simulando el tipo de información que recibiría un sistema sano) que extrae y procesa en tiempo real características de la misma a través de cualquier algoritmo o rutina de procesamiento. Generando ficheros con la información característica de la imagen que necesita el codificador de imágenes. En las prótesis probadas en humanos normalmente va montada en gafas.

2)     Codificación de la imagen: una serie de aparatos que recibe las señales del aparato anterior que codifica las imágenes y sus características, en patrones eléctricos espaciotemporales, de intensidad y/o campos electromagnéticos y/o ópticos, de forma análoga a la realizada por el sistema biológico normal, mediante modelos matemáticos, algoritmos o software, normalmente desarrollados para esta tarea. A su vez envía la información necesaria al siguiente aparato.

3)     Generación de estímulos: Aparato que recibe las pautas de las señales a generar del codificador de imágenes, proporcionando los pulsos de estimulación deseados a los estimuladores, adaptando la salida al número de estimuladores, y proporcionando un impulso preciso y controlado.

4)     Estimulación nerviosa: Implantados o no (dependiendo del tipo de prótesis) una serie de microelectrodos de diferentes materiales conectados al generador de impulsos, transmiten los impulsos generados a la zona del SNC que se desea estimular.

5)     Alimentación de los aparatos: todos los componentes se conectan a una pila o fuente de alimentación que proveerá la energía necesaria para su correcto funcionamiento.

Cada prótesis podrá tener diferentes aparatos como estabilizadores de señal, transmisores, filtros, etc.

Enfoque Subretinal

Se estimula la vía visual con arrays de electrodos ubicado en el espacio entre el EPR y la capa de fotorreceptores. La ventaja de la ubicación subretinal es que al despolarizar las células bipolares restantes de la retina de los pacientes, se produce una excitación más natural de las células ganglionares y que la superficie interna de la retina es de fácil acceso con las técnicas quirúrgicas habituales. Las desventajas es que hace de barrera entre la coriocapilar (vascular) y la retina, lo que deja la arteria retiniana como la única fuente de oxígeno vascular retiniana.

Un implante en la retina interna implica el riesgo potencial de incitar reacciones destructivas de las células de Müller que podrían, entre otras cosas, formar barreras epiretinales que actuarían como regiones de alta resistencia eléctrica bajo los electrodos de estimulación. El implante debe ser pequeño y lo suficientemente delgado como para permanecer adherido a la retina sin tensionarla en exceso

Arrays de estimulación de electrodos subretinales alimentados pasivamente

Actualmente se está probando en ensayos clínicos en pacientes con RP por el grupo del Dr. Alan Chow, en Chicago (EE.UU). En estos estudios se estimula el segmento interno del fotorreceptor, o las células bipolares. Este grupo fabrico un microchip implantable circular de 2 mm de diámetro y 25 μm de espesor que contiene un array de 5000 de microfotodiodos de Si con electrodos de iridio denominado “retina artificial de silicio" o ASR, La Luz activa los fotodiodos, que generan corrientes eléctricas locales. Experimentos preliminares con las ASRs implantadas en ojos de conejo, utilizando LEDs infrarrojos como estímulo, sugirió que era posible registrar potenciales corticales evocados que proceden de la estimulación de la retina.

Un segundo grupo encabezado por el Dr. Eberhardt Zrenner en Tübingen, Alemania. Ha inventado una serie de chips similares fotodiodo de silicona, que se pusieron a prueba en retinas de cerdos, ratas, y pollos. Chow y Zrenner han demostrado que discos de silicio planos son bien tolerados por la retina adyacente, y se han desarrollado técnicas quirúrgicas para su implantación subretinal.

Ambos grupos han comprendido que los fotodiodos de silicio son muchos órdenes de magnitud menos sensibles que los conos y bastones, siendo poco probable que un microfotodiodo único sea capaz de generar suficiente corriente para activar las neuronas locales en la retina usando niveles de luz ambiental. Ambos grupos parecen reconocer que el implante subretinal debe ser alimentado externamente.

Este tipo de electrodos se basa en el uso de la luz ambiental de una forma similar a como lo hacen los fotorreceptores, y por tanto, la señal de entrada dependerá de la iluminación ambiental.

Electrodos subretinianos de estimulación alimentados activamente.

Estos diseños se encuentran actualmente en la prótesis de estudio de dos grupos, uno encabezado por José Rizzo en EE.UU, y un segundo en Alemania por el mencionado anteriormente Eberhard Zrenner. Ambos grupos proponen proveer de energía a sus prótesis a través de bobinas (Gekeler y Zrenner de 2005, Rizzo 2006). Los análisis preliminares en los pacientes con RP son capaces de percibir fosfenos visuales discretos, líneas, y cuadrados (Wilke et al 2006, Wickelgren 2006).

En retinas de conejo, la estimulación con arrays de electrodos activos subretinales es capaz de generar potenciales evocados eléctricos en la corteza visual con densidades de carga de solo 10 μC/cm² (Gekeler et al 2004), sin embargo se han encontrado umbrales de estimulación más altos en cerdos (100 μC/cm²) (Sachs et al 2005, Schanze et al 2006).

El electrodo de estimulación Subretiniana con pulsos catódicos, fue ser capaz de estimular selectivamente el centro de las células ganglionares centro OFF- periferia ON en la retina de conejo (Jensen y Rizzo 2006), característica crítica para evocar fosfenos más relevantes para la función normal de la retina.

Rizzo realizó tres experimentos en humanos, con un estímulo en forma de onda de 1,5s de secuencia bifásica de carga equilibrada con frecuencia de 20 Hz. Los pacientes informaron de la percepción debido a la estimulación eléctrica de la retina y la no percepción durante las pruebas de control de corriente.

Se comprobó que no se causó daños a la retina ni por los procedimientos quirúrgicos o ni por la estimulación eléctrica es evidente. Ningún paciente reconoció la estimulación en las características de una letra, la estimulación con un solo electrodo a menudo produjo la percepción de múltiples puntos. La densidad de carga en el umbral de percepción está incómodamente cerca de los límites de seguridad reconocidos para la estimulación crónica.

- Paciente 1, con una visión normal (AV corregida 20/20) en el ojo operado. Tras la estimulación remitió percepción de un solo punto de "luz". En dos ensayos, aunque la estimulación fue con dos electrodos con 400 microdiodos de 2 mm de diámetro dio lugar a una percepción de "dos puntos", pero en otros experimentos de percepción. No reconoció la letra "T" cuando los electrodos se estimularon con un patrón "T". El umbral de percepción es aproximadamente el 50 µA en pulsos de 2 ms.

- Paciente 2, legalmente ciego con RP, AV corregida 20/1000 en el ojo operado. El paciente informó a menudo la percepción de múltiples puntos o líneas, cuando un solo electrodo fue impulsado. Se obtuvo un rango de corriente umbral vs duración de pulso pulsos de 0,25ms a 16ms. El umbral de corriente fue de 200 µA a 4 ms y 800 µA a 1 ms, considerablemente mayores que los del la paciente vidente.

- Paciente 3, legalmente ciego con RP, AV corregida 20/800 en el ojo operado. La estimulación con un solo electrodo dio lugar a la percepción de un solo punto de "luz". En ensayos de discriminación de 2 puntos, la adición de un segundo electrodo de estimulación a menudo produjo la percepción de un objeto mayor o más brillante, en lugar de un segundo objeto. Se obtuvo un rango de umbral de corriente estímulo vs duración de pulso similar a la mitad del anterior, 100 µA a 4 ms y 350 µA a 1 ms.

Enfoque Epiretinal

El arrays de electrodos se coloca en la superficie vítrea sobre la superficie interior de la retina en estrecha proximidad a los cuerpos de las células ganglionares, para su estimulación o posiblemente células bipolares

Este proyecto está siendo investigado varios grupos el dirigido por el mencionado Dr. Joseph Rizzo (Harvard) y el Prof. John Wyatt (MIT), los Drs. Eugene de Juan y Mark Humayun en la Universidad Johns Hopkins USA, y el Dr. Ralf Eckmiller en la Universidad de Bonn, Alemania.

Los investigadores americanos han realizado un experimento piloto de estimulación de la retina en voluntarios humanos, demostrando que al pasar corrientes eléctricas transretinales pueden evocar percepciones visuales en personas con RP, y ambos grupos (americano y alemán) han demostrado que ha sido percibido por estos voluntarios un modelo muy simple de visión.

El diseño del prototipo contiene dos microchips de SI. El primero es una diminuta batería solar, la cual recibe luz desde un láser miniatura montado sobre un par de lentes. El propósito de esta batería es proveer energía eléctrica al implante y proveer una versión codificada electrónicamente de la escena visual delante del paciente, que es obtenida por una pequeña cámara electrónica. Un microchip de procesamiento de señales, convertirá la información visual a un código electrónico que será transportado por el haz del láser. El chip estimulador decodifica la información del haz y transmite pulsos eléctricos a las células ganglionares.

Han desarrollado un prototipo básico y realizado experimentos con animales, su funcionabilidad y han comenzado a realizar implantes experimentales a corto plazo en pacientes no videntes voluntarios para determinar la calidad de la percepción que se puede obtener sobre un período de dos o tres horas. Actualmente, varias prótesis están en desarrollo con 49-60 electrodos para mejorar la resolución.

Los homólogos alemanes han dirigido gran parte de sus esfuerzos de investigación en un sistema "codificador retinal” que se utilizará para remapear los patrones apropiados de entradas visuales en la estimulación eléctrica de la retina que es probable que sea necesario en cualquier sistema neuroprostésico visual. Se ha sido informado del 'campo visual' formado por el mapa de electrofosfeno en un individuo implantado; pero no está claro si el mapa se corresponde con la real ubicación de los electrodos de la retina.

La mayoría de las prótesis epiretinales que utilizan electrodos metálicos en los que se inyectan pulsos simétricos cortos (carga bifásica equilibrada) en el orden de los ms para excitar la retina (0.05-5 ms). Esto se debe a que pulsos de corriente más largos, similares a la respuesta natural de las neuronas retinales a la luz, causan la degradación de los electrodos.

En ensayos clínicos agudos con un electrodo epiretinal, varios grupos han demostrado que la estimulación por pulsos de corriente bifásica suscitó una electrofosfeno en voluntarios ciegos umbral 24-702 μA, 1 ms, (catódica primero), y algunos fueron capaces de detectar movimiento. A mayor frecuencia de estimulación de 40-50 Hz se dieron percepciones mantenidas sin parpadeo.

Prótesis Extraoculares o esclerales

Varios grupos en Japón y Corea del sur han realizado experimentos en animales utilizando una variedad de electrodos estimulantes situados dentro o en la superficie de la esclera del ojo. Estos diseños se han denominado arrays de electrodos «supracoroideos '' intraesclerales" o "extraoculares". Las ventajas de estos diseños es que al parecer causa poco riesgo de desprendimiento de retina, no ocluyen los vasos coroideos. Sus desventajas son que se encuentran detrás de la barrera de resistencia del EPR que impide el flujo de corriente eléctrica hacia la retina (Tomita et al 1960). Si bien la resistividad para el flujo de corriente eléctrica de la retina es baja ~40-60 Ωcm², la resistencia del EPR es 5 a 15 veces mayor.

Experimentos en conejos con arrays supracoroideos sugieren que son bien tolerados por la esclerótica y no se observaron patología ocular perjudiciales (Nakauchi et al 2005). Actualmente, no está claro si las corrientes provocadas por estos electrodos son adecuadas para evocar electrofosfenos en pacientes ciegos, sin embargo en ratas RCS un electrodo de estimulación supracoroideos suscito potenciales evocados en el colículo superior (Kanda et al 2004). En retinas de conejo, el array de electrodos de estimulación eléctrica supracoroideos suscitó potenciales evocados corticales, pero fueron en umbrales de 16 veces superiores a la estimulación Subretiniana (Yamauchi et al 2005). Estos umbrales de estimulación superiores pueden reducirse con arrays esclerales penetrantes implantables que se están desarrollando.

Prótesis de Córtex Visual

Prótesis cortical con electrodos superficiales

La estimulación cortical estimulación con electrodos de disco superficiales, como las empleadas originalmente por Giles Brindley y William Dobelle se han probado en un número significativo de pacientes. En los estudios de Brindley y Lewin se utiliza un único array cuadrado de 80 electrodos de Si-Pt aislado cada uno de 0.64mm² que se coloca sobre la superficie de la corteza visual. Cada electrodo está conectado por cables a una sola interfaz montada en el cráneo. Se utilizó una bobina de inducción electromagnética para estimular los distintos electrodos. Más tarde, los diseños de prótesis aumentaron el número de electrodos a 151 (Brindley, 1982).

El uso de estimulación superficial de alta corriente y de trenes de pulso bifásicos (en el rango de 0.5-5 mA) es necesario para obtener electrofosfenos. En los niveles umbral, los pacientes suelen describir la estimulación inducida por fosfenos en la zona central del campo visual como un único punto luminoso del tamaño de un guisante. Electrofosfenos más periféricamente situados se reportaron como pequeñas nubes. Al aumentar los niveles de estimulación se obtuvieron electrofosfenos que aparecían en varias regiones del campo visual quizás debido a la activación de las regiones adyacentes de la superficie cortical o axones colaterales. Altos niveles de estimulación pueden, en algunos casos, provocar dolores de cabeza frontal presumiblemente debido a la activación de las fibras del dolor meningial.

Con el uso de electrodos de estimulación superficial, proporciona una visión pobre solo se pueden resolver dos puntos separados 3 mm o más (6 pulgadas a 5 pies AV~20/1200), Dobelle et al (1974). Cuando los electrodos individuales estimulan la superficie cortical, se puede generar un mapa retinotópico de electrofosfenos en el campo visual. El mapa resultante aparece como un sector aproximado de unos 20º del campo visual. Sin embargo la construcción de un mapa se complica por el hecho de que durante los movimientos oculares voluntarios, los electrofosfeno se mueven con los ojos, excepto durante el reflejo vestibular (Brindley y Lewin 1968).

Cuando los electrodos mapeados estaban simultáneamente estimulando con el fin de generar una percepción de electrofosfeno "cuadrados", esta figura se distorsiono indicando que electrofosfenos no son espacialmente independientes. Los electrodos también pueden ser ineficaces para estimular las regiones del campo visual que se encuentran en la fisura calcarina o en los vasos sanguíneos.

En los ensayos de la prótesis cortical del grupo de Dobelle, el paciente utiliza una cámara montada a un par de gafas como sistema de captación. La unidad de procesamiento visual consistía en un cinturón-ordenador montado y que utilizaba un algoritmo de detección de borde para el análisis de la escena visual. El sistema se implantó inicialmente en cuatro pacientes ciegos (Dobelle 2000). Los primeros estudios de la interfaz de Dobelle se limitaron a 64 electrodos de estimulación en la corteza visual. El array de electrodos con aislamiento de teflón estaba conectado al exterior a través de un conector electrónico percutáneo de carbón pirolítico. Posteriormente, un grupo de 16 pacientes que fueron implantados por Dobelle con 72 arrays electrodos de disco de Pt bilaterales en un estudio clínico en Portugal en 2002. Estos ensayos recibido gran atención de los medios que incluye un vídeo de un individuo implantado conduciendo un coche y su estacionamiento. Hasta la fecha, sin embargo, ningún estudio clínico ha documentado el rendimiento visual del paciente o la estabilidad del dispositivo. Además, cuanto mayor sea la estimulación requerida por las corrientes de la prótesis de electrodo superficial mayor consumo de energía, lo que hace necesarias grandes baterías para su uso portátil.

Los experimentos de Brindley y subsecuentemente de Dobelle demostraron se requieren para evocar fosfenos individuales con implantes superficiales, están en la gama de los miliamperios (0.5-5 mA), El uso de estimulación superficial de alta corriente y de trenes de pulso bifásicos son necesarios para obtener fosfenos, implicando la utilización de electrodos de gran superficie para evitar la degradación electroquímica

Prótesis cortical con electrodos implantables

La micro estimulación de la corteza visual intracorticalmente tiene la ventaja de que son necesarias corrientes significativamente menores para evocar fosfenos en comparación con los electrodos de superficie (normalmente 10-20 μA versus 0.5-5 mA) 2-3 órdenes de magnitud menores.

El Dr. T. Hambrecht (National Institute of Health, NIH) y el Dr. R. Normann de la Universidad de Utah, USA; lideran grupos de investigación con la meta de desarrollar microestimulación intracortical. En sus experimentos, utilizando múltiples microelectrodos alargados insertos en la corteza visual, lograron que un paciente ciego profundo percibiera fosfenos múltiples logrando una resolución alrededor de cinco veces mayor que la obtenida mediante la estrategia anterior (los fosfenos eran más pequeños).

La adquisición secuencial de datos resultaba impedida por la rotura de muchas puntas de electrodos, lo cual es indicativo de un conflicto entre seleccionar componentes electrónicos resistentes y lo suficientemente pequeños como para ser prácticos y soportar los movimientos corporales asociados a la vida cotidiana.

Estos grupos de investigación, han logrado diseñar electrodos y desarrollar técnicas para su implantación quirúrgica, además de estudiar histológicamente los efectos de un implante crónico. El grupo de Normann ha desarrollado un arreglo de silicio llamado “Array de electrodos de Utah (UEA)” que puede enviar estímulos a puntos múltiples en un plano 1,5 mm por debajo de la superficie de la corteza visual. Desarrollando neuroestimuladores multicanal reconfigurables (128 canales) capaces de manejar diferentes inyecciones de corrientes y formas de onda de alta impedancia a través de los electrodos, así como una enlaces de datos por radiofrecuencia con los microelectrodos intracorticales.

El Array de electrodos de Utah (UEA), proporciona una interfaz multicanal para la corteza visual. Cuenta con un gran número de electrodos de 1,5 mm de largo (típicamente 100 a una red cuadrada de10 x 10 electrodos), que se proyectan a partir de una lámina muy delgada de sustrato (0.2mm) y que están separados unos de otros 0.4mm. La punta de los electrodos es metalizada con platino para facilitar el paso de corriente eléctrica por transducción iónica.

Esta variedad tiene la gran ventaja de que se "integra" con el tejido cortical y, por tanto, "flota" en relación con el cráneo. A medida que la corteza se mueve debido a la respiración y de bombeo de la sangre, o por los desplazamientos en la musculatura esquelética, la matriz se mueve con ella, con lo que producen poco movimiento relativo entre los electrodos y las neuronas. Esta característica del diseño, por lo tanto, produce una interfaz muy estable con las neuronas que lo rodean.

Cada aguja de la prótesis tienen alrededor de 80 micras de diámetro en su base. Tienen una afilada punta cónica de radio de curvatura de unas 2 o 3 µm. Estas dimensiones han demostrado ser lo suficientemente fuertes para resistir la inserción en los materiales que son considerablemente menos compatibles que el tejido cortical (corcho, madera de balsa, incluso cáscara de huevo). Estos electrodos no se doblan durante el proceso de inserción, y sólo desplazan a cerca de un 4% del volumen cortical en el que se insertan.

Un sistema de impacto que usa una alta velocidad de inserción parece no causar excesivo daño tisular durante la inserción, y no parece incitar inflamación significativa o la destrucción del tejido en meses.

El laboratorio de Normann validó recientemente la compleja relación topográfica entre la localización de un estímulo visual y la activación neuronal inducida dentro de la corteza visual. En registros corticales de gatos tomados durante un período de 2 días se reveló una relación no conforme. El área de la corteza activada mediante un estímulo visual difería de la configuración geométrica del estímulo. Este descubrimiento sugiere que la selección de patrones efectivos de estimulación protésica deberá hacerse a través de prueba y error, en vez de hacerlo usando la intuición sobre la base de mapas topográficos aproximados. El desarrollo de arreglos de electrodos más delgados permitirá un mapeo más detallado de los mejores sitios de estimulación sobre la base de las respuestas subjetivas de cada paciente. Un ensayo clínico de un array de electrodos intracorticales implantado para registrar pasivamente la actividad neural en un paciente con la corteza motora paralizada está actualmente en curso (Hochberg et al 2005).

La seguridad y eficacia de la inyección de corriente permanente a través de múltiples electrodos intracorticales en la corteza cerebral se está estudiando con el uso de técnicas histopatológicas y fisiológicas. También se está estudiando la estimulación magnética transcraneal (TMS), MRI y fMRI para estudiar el grado funcional de los restantes corteza visual en sujetos ciegos, para comprender los cambios plásticos en los cerebros de las personas con discapacidad visual. siendo un apropiado criterio de selección del paciente.

Para estudiar la biocompatibilidad de un implante cortical un excelente indicador es su capacidad de registro de actividad de las neuronas única y/o multi-unidad cerca de la punta del electrodo. Si los materiales utilizados en la array o la técnica de implantación no son biocompatibles, los procesos neuronales cerca del electrodo degeneran y no será posible grabar una sola unidad de actividad. Sin embargo la actividad potencial del campo situado lejos de los electrodos puede registrar el funcionamiento de neuronas, esas neuronas todavía pueden ser estimuladas de manera efectiva en una aplicación neuroprostésica.

Este grupo estudio las respuestas de la UEA implantada tanto aguda como crónicamente en animales para entender mejor su biocompatibilidad a corto y largo plazo. En las mejores implantaciones agudas, se ha podido registrar una sola y varias unidades respuestas buenas del 68% de los electrodos (a causa de la curvatura de la corteza, no es posible implantar los 100 electrodos en un determinado giro).

Para el estudio de estas prótesis Cada canal el estimulador proporciona pulsos bifásicos de duración programable de 100 μA, 75 μA, 50 μA y 25 μA. Los pulsos balanceados, nos permite saber que la misma cantidad de carga que entra en el tejido se libere luego. Los pulsos son emitidos de forma secuencial a los electrodos en un proceso ordenado con una resolución de 1 µs. La anchura de los pulsos varía entre 50, 100, 150, 200 ms, y las frecuencias utilizadas son 25 Hz, 50 Hz, 75 Hz y 100 Hz.

Una vez elegido el pulso para cada electrodo se enviará si el electrodo se encuentra activo según el mapa de activación de la retina artificial. Se incluyen asimismo, elementos de seguridad, como la detección de fallo de algún componente que podría producir carga no balanceado, y con ello dañar el tejido.

Enfoque fascículo óptico

Estudios reciente ha descrito generación de fosfenos a través de la estimulación del nervio óptico. Estos experimentos fueron realizados en un humano ciego voluntario que se implantado crónicamente con una serie de cuatro discos de platino (0,2 mm²) montado en un brazalete espiral de electrodos para estimular sectores del nervio óptico en la órbita craneal. Hasta la fecha, se ha implantado en dos pacientes con RP (Veraart et al 1998, Delbeke et al 2002). En la única prueba del paciente, la estimulación del nervio óptico generado un campo de "puntos" fosfenos, cuyo umbral, el área y la ubicación del campo visual dependía de la duración del pulso y fuerza de estímulo (umbral de pulso único 250 µA). Los estímulos generados en el campo perceptivo más periférico eran débiles y cortos mientras que los estímulos resultantes en áreas más centrales eran más fuerte y largos (Delbeke et al 2003). Sin embargo, los investigadores fueron incapaces de obtener una relación racional de la organización visuotópica entre los parámetros de estimulación y los fosfenos evocados. Aunque hay poco trauma para el ojo con un sistema de este tipo, no está claro si los electrodos del nervio óptico puede obtener campos de fosfeno espacialmente discriminables necesarios para generar un patrón de visión dado el gran número de axones en el nervio óptico.

Enfoque Del Núcleo Geniculado Lateral

Este enfoque consiste en estimular mediante electrodos la vía visual en el núcleo geniculado lateral dorsal (LGN), la parte del tálamo que releva las señales de la retina a la V1. Los estudios de estimulación eléctrica del LGN en humanos fueron presentados por Nashold (1970) y Marg y Dierssen (1965). En algunos casos, los sujetos fueron capaces de percibir puntos discretos en la cirugía del cerebro medio.

El elegir al LGN como objetivo de estimulación eléctrica tiene cuatro razones. En primer lugar, los campos receptivos (RFS) de las neuronas del LGN son simples, están bien caracterizados, y son similares a los de la retina. La estimulación de un pequeño número de neuronas de LGN debe producir percepciones focales. En segundo lugar, tiene una segregación macroscópica de la de las vías funcionales, en particular, las vías magnocelular y parvocelular. En tercer lugar, una única craneotomía pequeña podría facilitar el acceso a las neuronas cuyas respuestas se encuentran en todo el campo visual. A diferencia de la retina, la fóvea y parafovea están altamente representadas en el LGN, de modo que es posible un muestreo de una alta densidad de las neuronas del campo visual central. A diferencia de V1 en los seres humanos, la representación foveal es igualmente accesible que la representación de la periferia retinal. En cuarto lugar, y quizás lo más importante, el acceso quirúrgico al LGN requeriría modificaciones relativamente menores de las técnicas de implante que actualmente se utilizan en pacientes humanos, ya que el LGN es físicamente adyacente a las zonas objeto de la estimulación profunda del cerebro, por ejemplo en la terapia para los trastornos del movimiento como la enfermedad Parkinson. Basándose en estas técnicas, es posible aceptación clínica de facilitar la tarea de elaborar un dispositivo de estimulación del LGN, para crear artificialmente percepciones visuales a través de la estimulación eléctrica en el LGN. Un diseño de prótesis en el LGN se ha propuesto por Yagi et al 1999, 2005.

El grupo de la universidad de Harvard encabezados por los doctores John S. Pezaris y el Dr Clay Raeid ha realizado una serie de experimentos en monos, para evaluar los efectos de la estimulación en el LGN. Para determinar lo que un mono ve cuando la estimulación eléctrica se aplica en el LGN, se aprovecharon de la reacción natural de los primates a buscar un punto de iluminación. Esta respuesta fue utilizada para capacitar a los monos entrenados para llevar a cabo movimientos sacádicos, desde un punto de fijación a un objetivo. Los resultados apoyan la idea de que la microestimulación eléctrica en el LGN crea percepcion visual, o fosfenos, que se interpretan como eventos de una visión normal.

Se colocó un electrodo, en el LGN y se mapeo de las respuestas visual (RFS) de las células de un lugar determinado. A continuación, el animal fue obligado a sentarse delante de una pantalla de computadora y fue recompensado para hacer los movimientos sacádicos de un punto central de la luz fijación a un objetivo.

Los ensayos con objetivos ópticos fueron intercalados de forma aleatoria con los ensayos de estimulación eléctrica (ensayos sin estimulación, o espacios en blanco) para ver si el animal trataba las percepciones eléctricas de la misma manera que los objetivos ópticos. Se presentaron un bloque de 100-200 ensayos de forma aleatoria con objetivos en blanco, para cada experimento. Un total de 56 experimentos con diferente colocación de los electrodos, se realizaron en tres LGNs de dos monos adultos.

La microstimulación del LGN evoca percepciones que fueron tratadas como si fueran presentadas visualmente. Sin refuerzo explícito, los animales respondieron a los estímulos eléctricos con sacádicos que son similares o idénticos en latencia, repetibilidad, y velocidad de los evocados por los estímulos ópticos, y con un alto grado de correspondencia entre los lugares fosfeno y posición de las RF. Experimentos con dos electrodos y dos objetivos, ha demostrado la capacidad de expansión de esta técnica a estímulos más complejos, aunque ciertamente sigue siendo una labor muy importante para determinar la interacción entre los electrodos estimulados simultáneamente.

La estimulación eléctrica se realizó en ambas subdivisiones del LGN parvocelular y magnocelular. La ubicación del electrodo se realizo a partir de un modelo 3D del LGN. Treinta sitios fueron identificados tentativamente como sistema parvocelular y 26 como magnocelular. No hay cambios en la significación estadística en el análisis a la hora de seleccionar o bien sitios magnocelular o parvocelular. Además, no se encontraron diferencias significativas para la latencia, exactitud, o la repetibilidad de los sacádicos en comparación con sitios magnocelular o parvocelular.

Un pequeño número de experimentos (dos en cada uno de los animales) se realizaron con dos tetrodos simultáneamente accedían a diferentes lugares de estimulación. Los electrodos se colocaron separados 10-15 ° en el espacio visual, y ambos animales fueron capaces de distinguir dos puntos de estimulación con 100% de precisión. La discriminación umbral de separación espacial entre dos puntos no fue probada.

La tarea de dobles sacádicos puso de manifiesto que los estímulos eléctricos pueden ser tratados en pie de igualdad con los estímulos ópticos. Se observaron dos sacádicos normal, en primer lugar al objetivo óptico y, a continuación, al eléctrico, lo que sugiere que el sistema visual de los animales trata al estímulo eléctrico como una entrada visual normal y que el fosfeno era percibido en el lugar de las coordenadas retinotópicas. Es decir, el punto final previsto no cambio a pesar de un cambio de mirada. Por tanto los fosfenos en esta condición, se han introducido con éxito en el flujo visual, incluida la tramitación por las áreas de orden superior que resumen una percepción estable del mundo externo, a pesar de los continuos movimientos de los ojos.

Los tetrodos se construyeron con un alambre de tungsteno de 13 y 15-µm recubierto de poliamida, fueron avanzadas a través de la craneotomía y en el cerebro mediante el uso de una tubo-guía cónico transdural que fue de 32 ga (220 µm OD) para el distal 10 mm. Para los experimentos con dos tetrodos, ambos electrodos fueron avanzados a través del mismo tubo guía, pero fueron recortados de manera diferente y por lo tanto los extremos estaban escalonados 1.5-2.0 mm.

La estimulación fue mediante trenes de pulsos de 80 a 200 ms de duración de pulsos sinusoidales de 1 ms con repetición a 100 o 200 Hz. La estimulación se aplicó entre vecinos de un solo tetrodo para asegurar que  los campos eléctricos y corrientes estuviesen muy concentrados y para limitar el volumen de tejido activado. La polaridad inicial del estímulo (aniónica o catódica) no se define.