Desde o final do século 20, restaurar a visão a pessoas cegas por meio de próteses oculares artificiais tem sido o objetivo de numerosos grupos de pesquisa e de algumas empresas privadas em todo o mundo. Similar aos implantes cocleares, o conceito fundamental é estimular o sistema nervoso visual com pulsos elétricos, evitando os fotoreceptores danificados ou degenerados na retina humana. Neste capítulo, descreveremos a funcionalidade básica de um implante de retina, assim como as diferentes abordagens que estão sendo investigadas e desenvolvidas atualmente. As duas abordagens mais comuns para implantes de retina são chamadas implantes "epiretinais" e "subretinais", correspondendo a próteses oculares localizadas tanto no topo como atrás da retina, respectivamente. Não incluiremos nenhuma abordagem não relacionada à retina para restaurar a visão, como o sistema de visão BrainPort que aspira estimular a língua a partir da entrada visual, eletrodos de punho ao redor do nervo óptico, ou implantes de estimulação no córtex visual primário.
A figura abaixo mostra a estrutura nervosa esquemática da retina humana. Podemos diferenciar entre três camadas de células. A primeira, localizada mais distante da lente ocular, consiste de fotorreceptores (bastonetes e cones) cujo propósito é transduzir a luz que entra em sinais elétricos que são depois propagados para a camada intermediária, que é composta principalmente de células bipolares. Estas células bipolares, que são conectadas aos fotorreceptores, e também outros tipos de células como células horizontais e células amácrinas, passam o sinal elétrico para as células ganglionares da retina (RGC). Para uma descrição detalhada sobre a funcionalidade das células bipolares, especificamente com respeito à sua subdivisão em células bipolares ON e OFF, consulte o capítulo sobre Sistemas Visuais. A camada superior, constituída de RGCs, acumula os pulsos elétricos das células horizontais e os transmite ao tálamo através do nervo óptico. A partir desse ponto, os sinais são propagados para o córtex visual primário. Há alguns aspectos fundamentais que são importante destacar sobre o processamento do sinal dentro da retina humana. Primeiro, enquanto as células bipolares, assim como as horizontais e amácrinas, geram potenciais graduais, os RGCs geram ao invés disso potenciais de ação. Adicionalmente, a densidade de cada tipo de célula não é uniforme em toda a retina. Enquanto há uma densidade extremamente alta de bastonetes e cones na área da fóvea, com muito poucos fotorreceptores conectados aos RGCs através da camada intermediária, uma densidade muito menor de fotorreceptores é encontrada nas áreas periféricas da retina, com muitos fotorreceptores conectados a um único RGC. Este último também tem implicações diretas no campo receptivo de um RGC, pois tende a aumentar rapidamente em direção às regiões externas da retina, simplesmente devido à menor densidade de fotorreceptores e ao aumento do número de fotorreceptores conectados ao mesmo RGC.
Visão esquemática do olho humano e a localização das próteses de retina. Observe a disposição vertical do tecido da retina e as distâncias dos tipos de células aos implantes epiretinais e subretinais, respectivamente.
Caso de Uso de Implante: Doenças degenerativas da retina
Como mencionado anteriormente neste wiki, a retina é um tecido sensível à luz localizado na parte de trás do olho qual consiste de diferentes camadas que contêm uma variedade de tipos de células. A retina está envolvida principalmente no processamento visual neural com sinais originados nos fotorreceptores e viajando para o cérebro pelos axônios das células ganglionares. Quando este tecido estratificado degenera, pode ocorrer perda permanente da visão [1]. Isto é frequentemente causado por doenças degenerativas da retina, como a degeneração macular relacionada à idade (DMRI) e a retinite pigmentosa (RP). Essas são as duas condições mais prevalentes que levam progressivamente a deficiências visuais e perdas permanentes da visão. Atualmente, não existem curas para essas duas doenças da retina e com as terapias modernas tendo apenas a capacidade de retardar a progressão da doença, são necessárias estratégias para restaurar a visão dos pacientes. Uma das ferramentas atualmente em exploração é a tecnologia de prótese de retina que estimula o tecido viável da retina para restabelecer a visão, que será descrita em uma seção posterior[2].
==== Degeneração Macular Relacionada à Idade (DMRI) ====
Visão normal
Degeneração Macular Relacionada à Idade
Como sugere seu nome, a degeneração macular é uma doença degenerativa da retina, com um início que ocorre principalmente em indivíduos idosos. DMRI gira em torno da degeneração progressiva dos fotorreceptores cônicos na mácula, levando a uma visão embaçada no centro do campo visual. Isto pode progredir a um ponto onde o indivíduo tem perda total da visão no centro do campo visual, conhecido como pontos cegos. Embora DMRI possa afetar um ou ambos os olhos, raramente leva à cegueira completa, uma vez que a visão periférica do paciente permanece intacta. Existem dois tipos principais de DMRI: atrófica/seca e exsudativa/úmida. A DMRI seca é responsável pela maioria dos casos da doença e é caracterizada por pequenos depósitos amarelos, conhecidos como drusas, que ocorrem na mácula entre o epitélio do pigmento retiniano e o coroide. A progressão desta forma de DMRI é inicialmente lenta, com muito poucos sintomas e só se intensifica quando ocorre a atrofia da retina. A forma úmida de DMRI é caracterizada pela neovascularização coróide, que é o crescimento anormal dos vasos sanguíneos que são sujeitos a ruptura e levam a sangue, vazamento de proteínas e cicatrizes, levando, em última instância, a danos permanentes dos cones e, portanto, à perda da visão. A progressão da forma úmida e a perda da visão é muito mais rápida do que em DMRI seca [3].
Visão normal e "em túnel".Retinite Pigmentosa no olho humano.
Retinite Pigmentosa é uma doença ocular degenerativa hereditária envolvendo células fotoreceptoras de bastão que tem um início precoce em indivíduos mais jovens. Nesta doença, os bastonetes deterioram progressivamente e eventualmente levam à perda da visão no campo de visão periférica e da visão noturna. Esta perda ocorre primeiro externamente e depois avança para dentro, criando um efeito de "visão em túnel" no paciente. A deficiência visual ocorre de forma simétrica, com ambos os olhos afetados em períodos de tempo semelhantes. Ao contrário da DMRI, esta doença ocular pode se estender além da periferia e começar a afetar o campo visual central através da degeneração das células fotorreceptoras de cone. Isto deixa o indivíduo com perda contínua da visão que pode eventualmente levar à cegueira completa, embora bastante rara. A Retinite Pigmentosa é herdada geneticamente e tem uma variedade de mutações genéticas que podem levar a um fenótipo RP, levando a uma variedade de padrões de herança. Entretanto, quando o padrão hereditário é autossômico dominante, a maioria dos casos estão ligados a mutações no gene da rodopsina. Esta mutação perturba a função da rod-opsin, que é uma proteína essencial na cascata da fototransdução. Atualmente não há cura para a Retinite Pigmentosa [2] . Entretanto, em 2008, Shigeru Sato e seus colegas descobriram uma proteína retinal extracelular chamada Pikachurin, que tem estrutura de matriz, que poderia levar a uma potencial terapia de doenças devido a seu envolvimento com interações entre células fotoreceptoras e células bipolares [4].
Arrays de microeletrodos para estimulação da retina
Como mencionado acima, não existem curas para as deficiências visuais progressivas causadas pela degeneração macular e Retinite Pigmentosa. Entretanto, em ambas as doenças, embora haja perda substancial de células fotorreceptoras, uma quantidade significativa dos neurônios retinianos internos sobrevive anos após o início da doença. Isto proporciona uma oportunidade para a estimulação artificial das células de retina restantes, que ainda funcionam corretamente, através de eletrodos, para restaurar a informação visual para o paciente. Os arrays de microeletrodos usam eletrodos para estimular a retina extracelularmente através de uma colocação apertada que permite a formação de uma interface eletroquímica com o array e a solução salina encontrada ao redor da retina. A corrente é injetada através da interface array-retina e, por fim, impulsiona a despolarização das membranas dos neurônios levando a potenciais de ação. Esta estimulação pode ser catódica ou anódica. Na estimulação catódica, cargas negativas surgem fora da membrana, conduzindo assim cargas positivas intracelulares, resultando em um gradiente de despolarização que é mais forte nas proximidades do eletrodo. Na estimulação anódica, a hiperpolarização ocorre nas áreas mais próximas aos eletrodos e a despolarização ocorre a distâncias maiores. Portanto, a estimulação catódica é geralmente vista como mais eficiente, uma vez que exige uma injeção de corrente muito menor. A fase de estimulação não é o único fator que afeta a eficiência. A forma de onda, que pode assumir uma variedade de formas como monofásico e bifásico tem um grande papel na garantia da estimulação dos neurônios da retina. Por exemplo, em macacos, descobriu-se que uma corrente monofásica com apenas uma fase anódica poderia danificar células anteriormente viáveis. Portanto, os implantes que utilizam a estimulação da retina farão uso de uma forma de onda bifásica balanceada em termos de carga. Esta forma de onda utiliza uma fase catódica para a estimulação e uma fase anódica para a descarga, equilibrando assim as cargas em torno da membrana. Com esta capacidade de estimular, uma prótese retiniana pode ser implantada atrás da retina, sendo então referida como implante subretinal. Isto aproxima os eletrodos dos fotorreceptores danificados e as células bipolares ainda funcionando corretamente, que são o verdadeiro alvo da estimulação aqui. Se os eletrodos de estimulação penetrarem no coróide, que contém o suprimento de sangue da retina, os implantes são às vezes chamados de implantes "suprachoroidais". Ou o implante pode ser colocado no topo da retina, mais próximo da camada celular do Ganglion, visando a estimulação dos RGCs em seu lugar. Estes implantes são chamados de implantes epirretínicos. Ambas as abordagens estão sendo investigadas atualmente por vários grupos de pesquisa. As duas têm vantagens significativas, bem como inconvenientes. Antes de tratá-los com mais detalhes separadamente, descrevemos alguns dos principais desafios que precisam ser considerados em ambos os casos [2].
Um grande desafio para implantes de retina vem da densidade espacial extremamente alta das células nervosas na retina humana. Existem cerca de 125 milhões de fotorreceptores (bastonetes e cones) e 1,5 milhões de células ganglionares na retina humana, em oposição a aproximadamente 15000 células capilares na cóclea humana [5][6]. Na fovea, onde a mais alta acuidade visual é alcançada, até 150000 cones estão localizados dentro de um milímetro quadrado. Embora haja muito menos RGCs no total em comparação com os fotorreceptores, sua densidade na área do foveal está próxima à densidade dos cones, impondo um tremendo desafio ao abordar as células nervosas em resolução espacial suficientemente alta com eletrodos artificiais. Praticamente todos os experimentos científicos atuais com implantes de retina usam arrays de micro-eletrodos (MEAs) para estimular as células da retina. Os MEAs de alta resolução atingem um intervalo inter-eletrodo de aproximadamente 50 micrômetros, resultando em uma densidade de eletrodos de 400 eletrodos por milímetro quadrado. Portanto, uma relação de um-para-um entre eletrodos e fotorreceptores ou RGCs, respectivamente, é impossível na área fóveal com a tecnologia de eletrodos convencionais. Entretanto, a densidade espacial tanto dos fotorreceptores quanto dos RGCs diminui rapidamente em direção às regiões externas da retina, tornando a estimulação um-para-um entre os eletrodos e as células nervosas periféricas mais praticável[7]. Outro desafio é operar os eletrodos dentro de limites seguros. Imposar densidades de carga acima de 0,1 mC/cm² pode danificar o tecido nervoso [7]. Geralmente, quanto mais distante uma célula estiver do eletrodo de estimulação, maior será a amplitude de corrente necessária para a estimulação dessa célula. Além disso, quanto mais baixo o limiar de estimulação, menor o eletrodo pode ser concebido e mais compacto os eletrodos podem ser colocados nos MEAs, aumentando assim a resolução da estimulação espacial. O limiar de estimulação é definido como a força de estimulação mínima necessária para provocar uma resposta nervosa em pelo menos 50% dos pulsos de estimulação. Por estas razões, um objetivo principal no projeto de implantes de retina é usar uma corrente de estimulação mais baixa possível, garantindo uma estimulação confiável (ou seja, geração de um potencial de ação no caso de RGCs) da célula alvo. Isto pode ser alcançado colocando o eletrodo o mais próximo possível da área da célula alvo que reage mais sensível a um pulso de campo elétrico aplicado, ou fazendo as projeções celulares, ou seja, dendritos e/ou axônios, crescerem sobre o eletrodo, permitindo uma estimulação da célula com correntes muito baixas, mesmo que o corpo celular esteja localizado longe. Além disso, um implante fixado à retina segue automaticamente os movimentos do globo ocular. Embora isto envolva alguns benefícios consideráveis, também significa que qualquer conexão ao implante - para ajustar parâmetros, ler dados ou fornecer energia externa para a estimulação - requer um cabo que se movimenta com o implante. Como movemos nossos olhos aproximadamente três vezes por segundo, isto expõe o cabo e as conexões envolvidas a severas tensões mecânicas. Para um aparelho, que deve permanecer em funcionamento por toda uma vida útil sem intervenção externa, isto impõe um grande desafio aos materiais e tecnologias envolvidas.
Além dos desafios elétricos, um desafio essencial em um implante de retina é seu contato com o tecido biológico. Quando uma substância externa, como um implante, entra em contato com substâncias fisiológicas, uma resposta imunológica começa. Esta resposta é tipicamente inflamação ou isolamento da substância, o que frequentemente leva à cicatrização dos tecidos envolvidos. Este é um problema especialmente com implantes de retina porque a prótese tem que ser inserida, através do tecido, até o local apropriado. Se o material utilizado for muito afiado ou não for colocado cuidadosamente, podem ocorrer lesões no tecido, agravando uma resposta imunológica. Além disso, estas respostas podem levar a uma perda de sinal elétrico, pois o sistema imunológico pode "encapsular" a área estimulada ao longo do tempo, dificultando um implante de longa duração. Até agora, apenas um implante epi-retinal, Argus II, tem sido capaz de evitar problemas de biocompatibilidade ao ter um implante de retina ainda funcionando após 3 anos em um paciente. Este implante faz uso de silicone, que é um material que tem boa biocompatibilidade a longo prazo, mas é um substrato rígido que não permite que a configuração do aparelho seja facilmente modificada. Outros materiais, como a poliimida e o ouro, foram investigados quanto à funcionalidade e biocompatibilidade do implante de retina. A poliimida é um polímero promissor para futuros implantes, uma vez que os implantes feitos com este material têm sido funcionais em olhos humanos em estudos de curto prazo. Um material deste tipo é vantajoso devido à sua alta biocompatibilidade, flexibilidade e baixos custos. A otimização de materiais adequados para implantes de retina está em andamento, já que os avanços tecnológicos produzem arrays de microeletrodos mais complexos que precisam diferentes substratos para funcionalidade máxima [8][9]
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Como o nome já sugere, os implantes subretinais são próteses visuais localizadas atrás da retina. Portanto, o implante está localizado mais próximo dos fotorreceptores danificados, com o objetivo de desviar os bastonetes e cones e estimular as células bipolares na próxima camada nervosa da retina. A principal vantagem desta abordagem está no processamento relativamente curto do sinal visual que ocorre entre os fotorreceptores e as células bipolares que precisam ser imitadas pelo implante. Ou seja, informações visuais brutas, por exemplo capturadas por uma câmera de vídeo, podem ser transmitidas diretamente, ou apenas com processamento de sinal relativamente rudimentar, respectivamente, para o MEA estimulando as células bipolares, tornando o procedimento bastante simples do ponto de vista do processamento do sinal. No entanto, esta abordagem tem algumas desvantagens graves. A alta resolução espacial dos fotorreceptores na retina humana impõe um grande desafio no desenvolvimento e design de uma MEA com resolução de estimulação suficientemente alta e, portanto, com baixo intervalo inter-eletrodo. Além disso, o empilhamento das camadas nervosas no sentido z (com o plano x-y tangencial à curvatura da retina) acrescenta outra dificuldade quando se trata de colocar os eletrodos próximos às células bipolares. Com o MEA localizado atrás da retina, há um vão espacial significativo entre os eletrodos e as células-alvo que precisa ser superado. Como mencionado acima, um eletrodo ampliado para a distância da célula alvo força o MEA a operar com correntes mais altas, ampliando o tamanho do eletrodo, o número de células dentro da faixa de estimulação de um único eletrodo e a separação espacial entre os eletrodos adjacentes. Tudo isso resulta em uma diminuição da resolução da estimulação, bem como na oposição da retina ao risco de danos aos tecidos causados por densidades de carga muito altas. Como mostrado abaixo, uma maneira de superar grandes distâncias entre os eletrodos e as células-alvo é fazer com que as células cresçam suas projeções em distâncias maiores diretamente no topo do eletrodo.
No final de 2010, um grupo alemão de pesquisa, em colaboração com a empresa privada alemã "Retina Implant AG", publicou resultados de estudos que envolveram testes com implantes subretinais em sujeitos humanos [10]. Um array de microfotódios (MPDA) de três por três milímetros contendo 1500 pixels, em qual cada pixel consiste de um fotodíodo individual sensível à luz e um eletrodo, foi implantado atrás da retina de três pacientes que sofrem de cegueira devido à degeneração macular. Os pixels estavam localizados a aproximadamente 70 micrômetros um do outro, produzindo uma resolução espacial de aproximadamente 160 eletrodos por milímetro quadrado - ou, como indicado pelos autores do trabalho, um ângulo de cone visual de 15 arcmin para cada eletrodo. Deve-se notar que, ao contrário dos implantes que utilizam câmeras de vídeo externas para gerar entrada visual, cada pixel do próprio MPDA contém um fotodiodo sensível à luz, gerando de forma autônoma a corrente elétrica a partir da luz recebida através do globo ocular para seu próprio eletrodo associado. Assim, cada pixel do MPDA corresponde em sua funcionalidade total a uma célula fotorreceptora. Isto tem uma grande vantagem: Como o MPDA é fixado atrás da retina humana, ele se arrasta automaticamente quando o globo ocular está sendo movido. E como o próprio MPDA recebe a entrada visual para gerar as correntes elétricas para os eletrodos de estimulação, os movimentos da cabeça ou do globo ocular são manipulados naturalmente e não precisam de processamento artificial. Em um dos pacientes, o MPDA foi colocado diretamente abaixo da mácula, levando a resultados superiores em testes experimentais ao contrário dos outros dois pacientes, em quais o MPDA foi implantado mais longe do centro da retina. Os resultados alcançados pelo paciente com o implante atrás da mácula foram excepcionais. Ele foi capaz de reconhecer letras (5-8cm de tamanho) e ler palavras, bem como distinguir padrões preto-brancos com diferentes orientações [10].
Os resultados experimentais com os implantes MPDA também têm chamado atenção para outro fenômeno visual, revelando uma vantagem adicional da abordagem MPDA sobre os implantes que utilizam aparelhos externos: A estimulação subsequente das células da retina leva rapidamente à diminuição das respostas, sugerindo que os neurônios da retina tornam-se inibidos após serem estimulados repetidamente dentro de um curto período de tempo. Isto implica que uma entrada visual projetada em um MEA fixado na retina ou atrás dela resultará em uma imagem sensorial que desaparece rapidamente, mesmo que a estimulação elétrica dos eletrodos permaneça constante. Isto é devido aos eletrodos fixos na retina estimulando as mesmas células na retina o tempo todo, tornando as células cada vez menos sensíveis a um estímulo constante ao longo do tempo. Entretanto, o processo é reversível, e as células recuperam sua sensibilidade inicial uma vez que o estímulo está outra vez ausente. Então, como um sistema visionário intacto lida com este efeito? Por que seres humanos saudáveis são capazes de fixar um objeto ao longo do tempo sem que ele se dissipe? Como mencionado em [11], o olho humano na verdade se ajusta continuamente em movimentos oculares pequenos e imperceptíveis, resultando no mesmo estímulo visual a ser projetado em pontos ligeiramente diferentes da retina ao longo do tempo, mesmo quando temos a tendência de focalizar e fixar o olho em algum objeto alvo. Isto evita com sucesso a dissipação. Com o implante servindo tanto como fotorreceptor quanto como estimulador de eletrodos, como é o caso do MPDA, os pequenos ajustes naturais do olho podem ser prontamente usados para lidar com este efeito de uma forma direta. Outras abordagens de implantes utilizando entrada visual externa (ou seja, de câmeras de vídeo) sofrerão com o desaparecimento de suas imagens projetadas se estimuladas continuamente. O tremor rápido e artificial das imagens da câmera pode não resolver o problema, pois este movimento externo pode não estar de acordo com o movimento dos olhos e, portanto, o córtex visual pode interpretar isto simplesmente como uma cena periclitante ou desfocada, em vez da desejada projeção estável a longo prazo da imagem fixa. Uma outra vantagem dos implantes subretinais é a correlação precisa entre as áreas estimuladas na retina e a localização percebida do estímulo no campo visual do sujeito humano. Ao contrário dos RGCs, cuja localização na retina pode não corresponder diretamente à localização de seus campos receptivos individuais, a estimulação de uma célula bipolar é percebida exatamente naquele ponto do campo visual que corresponde à localização geométrica na retina onde essa célula bipolar reside. Uma clara desvantagem dos implantes subretinais é o procedimento cirúrgico invasivo envolvido.
Os implantes epiretinais estão localizados no topo da retina e, portanto, mais próximos das células ganglionares da retina (RGCs). Por essa razão, os implantes epiretinais tem como objectivo estimular diretamente os RGCs, evitando não somente os fotorreceptores danificados, mas também qualquer processamento visual neural intermediário feito pelas células bipolares, horizontais e amácrinas. Isto tem algumas vantagens: Primeiro, o procedimento cirúrgico para um implante epiretinal é muito menos crítico do que para um implante subretinal, pois a prótese não precisa ser implantada por trás do olho. Além disso, há muito menos RGCs do que fotorreceptores ou células bipolares, permitindo uma estimulação mais granulosa com maior distância inter-eletrodo (pelo menos nas regiões periféricas da retina), ou uma densidade de eletrodos até mesmo superior à densidade RGC real, permitindo maior flexibilidade e precisão ao estimular as células. Um estudo sobre a estimulação epiretinal das células parasol periféricas conduzido na retina de um macaco fornece detalhes quantitativos [7]. As células parasol são um tipo de RGCs formando a segunda via visual mais densa na retina. Seu principal objetivo é encodar o movimento dos objetos no campo visual, detectando, assim, o movimento. Os experimentos foram realizados in vitro colocando o tecido macaco da retina em um MEA de 61 eletrodos (60 micrômetros de espaçamento inter-eletrodo). 25 células parasol individuais foram identificadas e estimuladas eletronicamente enquanto propriedades como o limiar de estimulação e a melhor localização da estimulação foram analisadas. A corrente limite foi definida como a corrente mais baixa que disparou um pulso na célula alvo em 50% dos pulsos de estímulo (duração do pulso: 50 milissegundos) e foi determinada pelo aumento incremental da força de estimulação até que se registrou uma resposta de pulso suficiente. Observe dois pontos: Primeiro, as células parasol como RGC apresentam "comportamento potencial de ação", ao contrário das células bipolares que trabalham com potenciais graduados. Segundo, os eletrodos no MEA foram usados tanto para os pulsos de estimulação quanto para o registro da resposta de pulso (“spike” em inglês) das células alvo. 25 células parasol foram localizadas no eletrodo 61 MAE com uma densidade de eletrodos significativamente maior do que a densidade de células parasol, efetivamente produzindo múltiplos eletrodos dentro dos campos receptivos de uma única célula de parasol. Além de medir os limiares de estimulação necessários para ativar uma resposta celular confiável, também foi determinada a localização da melhor estimulação. A localização da melhor estimulação refere-se à localização do eletrodo de estimulação em relação à célula alvo onde o limiar de estimulação mais baixo foi alcançado. Surpreendentemente, descobriu-se que isto não estava no soma celular, como seria de se esperar, mas cerca de 13 micrômetros mais adiante no trajeto do axônio. A partir daí, os experimentos mostraram o aumento quadrático esperado das correntes do limiar de estimulação em relação ao aumento da distância entre o eletrodo e o soma. Os resultados do estudo também mostraram que todos os limiares de estimulação estavam bem abaixo dos limites de segurança (cerca de 0,05mC/cm², ao contrário de 0,1mC/cm² sendo um limite de segurança (baixo)) e que a resposta da célula a um pulso de estimulação era rápida (0,2 ms de latência em média) e precisa (pequena variação na latência). Além disso, a densidade superior de eletrodos sobre a densidade de células parasol permitiu um endereçamento confiável das células individuais através da estimulação do eletrodo apropriado, enquanto impediu que as células vizinhas também provocassem um pulso.
Os MEAs clássicos contêm eletrodos feitos de nitreto de titânio ou óxido de estanho índio, que expõem o implante a problemas graves com biocompatibilidade a longo prazo [12]. Uma alternativa promissora aos eletrodos metálicos consiste em nanotubos de carbono (NTC, ou em inglês: CNT) que combinam uma série de propriedades muito vantajosas. Em primeiro lugar, eles são totalmente bio-compatíveis, pois são feitos de carbono puro. Em segundo lugar, sua robustez os torna adequados para serem implantados por longo prazo, uma propriedade chave para próteses visuais. Além disso, a boa condutividade elétrica lhes permite operar como eletrodos. E finalmente, sua natureza muito porosa leva a superfícies de contato extremamente grandes, incentivando os neurônios a crescerem sobre os CNTs, melhorando assim o contato entre neurônio e eletrodo e baixando as correntes de estimulação necessárias para obter uma resposta celular. Entretanto, os eletrodos CNT só surgiram recentemente e, atualmente, apenas poucos resultados científicos estão disponíveis.
Um dos principais desafios técnicos com o implante da retina está relacionado ao cabeamento que conecta o MEA com os estímulos externos, a fonte de alimentação, assim como os sinais de controle. A tensão mecânica no cabeamento afeta sua estabilidade e durabilidade a longo prazo, o que impõe um grande desafio aos materiais utilizados. As tecnologias sem fio podem ser uma forma de contornar qualquer cabeamento entre o implante real da retina e os dispositivos externos. A energia da luz que entra pelo olho não é suficiente para provocar respostas neurais. Portanto, para que um implante sem fio funcione, é necessário fornecer energia adicional para o implante. Uma abordagem apresentada pela Stanford School of Medecine usa um display de cristal líquido (LCD) infravermelho para projetar a cena capturada por uma câmera de vídeo sobre óculos, refletindo pulsos infravermelhos sobre o chip localizado na retina. O chip também usa uma bateria fotovoltaica recarregável para fornecer a energia necessária para transferir a luz infravermelha em pulsos de estimulação suficientemente fortes. Similar à abordagem subretinal, isto também permite que o olho fixe e se concentre naturalmente em objetos na cena, já que o olho está livre para se mover, permitindo que diferentes partes da imagem infravermelha nos óculos de proteção sejam projetadas em diferentes áreas do chip localizado na retina. Em vez de usar luz infravermelha, as bobinas indutivas também podem ser usadas para transmitir energia elétrica e sinais de dados de dispositivos externos para o implante na retina. Esta tecnologia foi implementada e testada com sucesso no implante da retina EPIRET3 [13]. Entretanto, esses testes foram mais uma "prova de conceito", pois apenas a capacidade do paciente de sentir um sinal visual ao aplicar um estímulo nos eletrodos foi testado.
Uma maneira de permitir uma estimulação neural muito precisa com correntes extremamente baixas e mesmo em distâncias mais longas é fazer os neurônios expandirem suas projeções sobre o eletrodo. Ao aplicar a solução química correta no tecido da retina, o crescimento neural pode ser encorajado. Isto pode ser alcançado aplicando uma camada de lamininas na superfície da MEA. Para controlar as vias neurais, a laminina não é aplicada uniformemente sobre a superfície da MEA, mas em vias estreitas formando um padrão correspondente às conexões, assim como os neurônios deveriam se formar. Esta forma de aplicação da laminina é chamado de "impressão por microcontacto". Uma imagem de como esses caminhos de laminia aparecem é mostrada na Figura 5. O crescimento neural direcionadoalcançado com este método permitiu aplicar correntes de estimulação significativamente menores em comparação com a estimulação de eletrodos clássicos, ao mesmo tempo em que ainda é capaz de acionar de forma confiável a resposta neural [14]. Além disso, o limiar de estimulação não segue mais o aumento quadrático em relação à distância eletrodo-soma, mas permanece constante no mesmo nível baixo mesmo para distâncias maiores (>200 micrômetros).
Arrays de microeletrodos para a caracterização da função retinal: uma tecnologia baseada em CMOS
Como explicado anteriormente na seção de desafios dos implantes de retina, muitas arrays de microeletrodos sofrem de um grande pitch e baixo número de eletrodos, afetando sua especificidade e o alvo dos neurônios nas redes neurais. Este é um fator limitante para ver a dinâmica e as funcionalidades das redes de redes de neurônios. Especificamente, muitos detalhes celulares, como velocidades de propagação axonal e processamento de informações axonais, são perdidos em arrays de menor densidade. Recentemente, os pesquisadores aproveitaram a tecnologia de semicondutores de óxidos-complementais (CMOS) para criar matrizes de microeletrodos de alta densidade com alta resolução espacial que permitem a detecção desta informação celular, bem como uma alta relação sinal-ruído através da deposição de preto platina. Tais arrays podem ter 26400 microeletrodos sobre o array de detecção de 3,85 x 2,10 mm². Com uma inclinação de 17,5 μm, a densidade de eletrodos é de 3265 eletrodos por μm² para acompanhar os 1024 canais de leitura [15].
Com muitos interruptores por baixo dos eletrodos, várias configurações de eletrodos podem ser usadas para avaliar a população neural no chip. Com um chip de microeletrodo tão sensível e denso, é possível registrar - a partir de células neurais- informações axonais, identificação de uma única célula e análise de nível de rede. Esta tecnologia abre a porta para fenótipos eletrofisiológicos "biomarcadores" para modelagem de doenças e para a funcionalidade dos tecidos, uma vez que uma retina dissecada pode ser plaqueada e registrada em um conjunto de microeletrodos [16].
Os sinais de luz são interpretados na retina e esta informação é gravada nos neurônios da camada ganglionar, conhecidos como células ganglionares da retina (em inglês: RGCs). Estas células enviam as informações adquiridas através de potenciais de ação, que podem ser registrados por arrays de microeletrodos para entender os circuitos da retina, o desenvolvimento e a codificação de uma cena visual. Estes experimentos in vitro são normalmente realizados isolando primeiro a retina de seu tecido nativo, sobrepondo o tecido com as células ganglionares da retina voltadas para baixo no array, e gravando por meio de estimulação da luz. Em seguida, os dados são analisados utilizando a separação por pulsos, que será explicada mais tarde. Bloqueadores de drogas e diferentes estímulos de luz podem ser usados para determinar a resposta do fotorreceptor e avaliar a funcionalidade. Além disso, pesquisadores podem avaliar o efeito das mutações da retina no comportamento de pulsos de RGC para determinar os biomarcadores eletrofisiológicos. Em um experimento, os pesquisadores usaram um array de microeletrodos para retinas de ratos selvagens, e ratos com um "nocaute" FRMD7. FMRD7 é uma mutação associada a movimentos oculares rápidos, horizontais e dependentes do olhar em indivíduos afetados. Os dados das gravações no array de microeletrodos indicaram que houve uma perda de resposta às células seletivas de direção horizontal na retina. Os ratos selvagens não tiveram perda de resposta tanto em células seletivas de direção horizontal quanto vertical. Tal descoberta indica a capacidade de usar a tecnologia de microeletrodos de array para determinar biomarcadores eletrofisiológicos de doenças da retina em futuras pesquisas [17]
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Representação esquemática da estrutura da retina, a luz penetra pela esquerda.
Com as mais recentes tecnologias de microeletrodos que permitem registros neurais de milhares de eletrodos, grandes quantidades de dados eletrofisiológicos simultâneos de tecido e redes neurais podem ser analisadas para revelar informações elétricas pertinentes sobre o sistema nervoso. Ao usar um array de microeletrodos para neurociência, os sinais elétricos dos neurônios (potenciais de ação) são registrados extracelularmente. Isto significa que o sinal adquirido nestes registros é o oposto de "patch clamp"; a amplitude do potencial de ação é negativa em oposição a patch clamp. Estas assinaturas extracelulares contêm informações não apenas sobre os potenciais de ação, mas também mecanismos sinápticos (potenciais de campo locais), que podem ser identificados através de filtragem e análise. O processo para analisar e atribuir esta informação eletrofisiológica a um único neurônio é conhecido como classificação de pulsos.
Principais pesos de componente de pulsos de dois neurônios diferentesFormas de pulsos foram coloridos de acordo com sua atribuição a diferentes neurônios. O traço azul não pôde ser atribuído.
O principal componente que é analisada em uma gravação de microeletrodo é o trens de pulsos (“spike trains” em inglês). Um neurônio pode ser identificado por sua atividade de pulsos, pois o momento de cada evento depende do tamanho, forma e posição do neurônio em relação ao eletrodo. Ao gravar milhares de neurônios, a classificação dos picos torna-se inviável. Com vários neurônios próximos uns dos outros, é muito fácil para um eletrodo gravar sinais de vários neurônios. Portanto, a classificação de pulsos tem que identificar um único neurônio por seu "chatter" elétrico quando há também um grande "chatter" de fundo. A separação de pulsos é um processo de múltiplas etapas que extrai os dados brutos da população neural e atribui pulsos a um único neurônio, apesar deste ruído de fundo.
A visão geral para o processo de classificação de picos pode ter as seguintes etapas: Pré-processamento de dados brutos → Detecção de pulsos → Extração de pulsos e alinhamento → extração de características → "clustering" → classificação. Neste work flow geral, um algoritmo de classificação de pulsos toma os dados brutos da população neural e o primeiramente os pré-processa, filtrando a parte de baixa freqüência do potencial de ação (ruído). Os pulsos são então detectados através da definição de um limite de voltagem. Em seguida, as formas de onda dos pulsos extraídos precisam ser alinhadas com o tempo em relação a uma característica geral do potencial de ação, tal como sua posição. Em seguida, as características são extraídas de cada forma de onda individualmente, utilizando análise de componentes principais ou "wavelets", que é necessário para reduzir os dados às dimensões necessárias contendo as informações de interesse. Os pulsos são então agrupados de modo que se possa criar um modelo para um único neurônio. Isto é feito para os neurônios individuais nos dados. Não há um algoritmo de classificação de pulsos de "tamanho único", pois as gravações multieletrodo podem diferir entre diferentes tipos de células, espécies e o tipo de gravação feita. Portanto, os algoritmos têm que ser ajustados e otimizados para produzir resultados que possam representar com precisão os dados brutos. No entanto, uma vez que os dados são classificados por pulsos, um monte de informações pode ser adquirido, tais como intervalos de interpolação, períodos refratários e a capacidade de traçar dados de neurônios individuais uns contra os outros para detectar diferenças [18] .
Dr. Mohamad Sawan, professor e pesquisador do Laboratório de neurotecnologias Polystim da Ecole Polytechnique de Montreal, tem trabalhado em uma prótese visual para ser implantada no córtex humano. O princípio básico da tecnologia do Dr. Sawan consiste em estimular o córtex visual implantando um microchip de silício em uma rede de eletrodos feitos de materiais biocompatíveis e no qual cada eletrodo injeta uma corrente elétrica estimulante a fim de provocar uma série de pontos luminosos a aparecer (um conjunto de pixels) no campo de visão da pessoa cega. Este sistema é composto de duas partes distintas: o implante e um controlador externo. O implante depositado no córtex visual recebe - sem fio - dados e energia do controlador externo. Esta parte implantável contém todos os circuitos necessários para gerar os estímulos elétricos e para supervisionar a mudança da interface entre microeletrodo e tecido biológico. Em contrapartida, o controle externo operado por bateria é composto por uma microcâmera que captura a imagem, como um processador e um gerador de comando que processam os dados de imagem para selecionar e traduzir as imagens capturadas e para gerar e administrar o processo de estimulação elétrica e supervisionar o implante. O controlador externo e o implante trocam dados em ambas as direções por um poderoso link transcutâneo de radiofreqüência (RF). O implante é energizado da mesma maneira. (Wikipedia [1])
Vantagens:
Área muito maior para estimulação: 2° raio do campo visual central da retina corresponde a 1 mm² na retina, mas a 2100 mm² no córtex visual.
Desafios:
A implantação é mais invasiva.
Partes do campo visual ficam em um sulco e são muito difíceis de alcançar.
Um implante coclear (IC, ou em inglês: CI) é um dispositivo eletrônico implantado cirurgicamente que substitui as partes mecânicas do sistema auditivo, estimulando diretamente as fibras nervosas auditivas através de eletrodos dentro da cóclea. Os candidatos a implantes cocleares são pessoas com perda auditiva neurossensorial severa a profunda em ambos os ouvidos e um sistema nervoso auditivo funcional. Eles são usados por pessoas surdas pós linguísticas para recuperar alguma compreensão da fala e de outros sons, bem como por crianças surdas pré linguísticas para permitir que elas adquiram habilidades de linguagem falada. (O diagnóstico da perda auditiva em recém-nascidos e bebês é feito usando emissões otoacústicas, e/ou gravação de potenciais evocados auditivos). Uma evolução bastante recente é o uso de implantes bilaterais permitindo a localização sonora básica dos receptores.
O implante é colocado cirurgicamente por baixo da pele atrás da orelha. As partes básicas do dispositivo incluem:
Externo:
um microfone que capta o som do ambiente
um processador de fala que filtra seletivamente o som para priorizar a fala ouvível e envia os sinais elétricos de som através de um cabo fino para o transmissor,
O implante coclear (esquerda), microfone & processador de sinal (meio), e o controle remoto (direita)um transmissor, que é uma espiral mantida em posição por um ímã colocado atrás do ouvido externo, e transmite os sinais sonoros processados para o dispositivo interno por indução eletromagnética,
Internal:
um receptor e um estimulador fixados no osso sob a pele, que converte os sinais em impulsos elétricos e os envia através de um cabo interno para eletrodos,
um conjunto de até 24 eletrodos feridos através da cóclea, que enviam os impulsos para os nervos na scala timpânica e depois diretamente para o cérebro através do sistema nervoso auditivo
Em sujeitos auditivos normais, o principal portador de informação para sinais de fala é o envelope, enquanto para música, é a fina estrutura. Isto também é relevante para línguas tonais, como o mandarim, onde o significado das palavras depende de sua entonação. Também foi descoberto que os atrasos de tempo interaural codificados na estrutura fina determinam de onde um som é ouvido em vez de atrasos de tempo interaural codificados no envelope, embora ainda seja o sinal de fala codificado no envelope que é percebido.
O processador de fala em um implante coclear transforma o sinal de entrada do microfone em um array paralelo de sinais de eletrodos destinados à cóclea. Algoritmos para a função de transferência ideal entre estes sinais ainda são uma área ativa de pesquisa. Os primeiros implantes cocleares eram dispositivos monocanais. O som bruto era filtrado por faixas para incluir apenas a faixa de freqüência da fala, depois modulado em uma onda de 16 kHz para permitir que o sinal elétrico se unisse eletricamente aos nervos. Esta abordagem era capaz de proporcionar uma audição muito básica, mas era extremamente limitada na medida em que era completamente incapaz de aproveitar o mapa de localização de freqüência da cóclea.
O surgimento dos implantes multicanais abriu a porta para tentar uma série de diferentes estratégias de processamento de fala para facilitar audição. Estas podem ser divididas, grosso modo, em estratégias de “Waveform” (forma de onda) e extração de características.
Estratégias desse tipo geralmente envolvem a aplicação de um ganho não linear sobre o som (como um sinal de áudio de entrada com uma faixa dinâmica de ~30dB deve ser comprimido em um sinal elétrico com apenas uma faixa dinâmica de ~5dB), e passá-lo por bancos de filtros paralelos. A primeira estratégia de forma de onda a ser testada foi a abordagem Analógica Comprimida. Neste sistema, o áudio bruto é inicialmente filtrado com um amplificador de ganho controlado (o controle de ganho reduz a faixa dinâmica do sinal). O sinal é então passado por filtros passa-faixa paralelos, e a saída desses filtros continua para estimular eletrodos em seus locais apropriados.
Um problema com a abordagem analógica comprimida foi que havia um forte efeito de interação entre os eletrodos adjacentes. Se os eletrodos impulsionados por dois filtros fossem estimulantes ao mesmo tempo, a estimulação sobreposta poderia causar distorções indesejadas nos sinais provenientes das células capilares que estavam dentro do alcance desses dois eletrodos. A solução para isto foi a abordagem de sampling contínuo intercalada - na qual os eletrodos impulsionados por filtros adjacentes estimulam em momentos levemente diferentes. Isto elimina o efeito de interferência entre os eletrodos próximos, mas introduz o problema que, devido à intercalação, a resolução temporal sofre.
Representação esquemática da Amostragem Intercalada Contínua (em inglês: CIS). O processamento ("Proc") compreende a detecção de envelope, compressão de amplitude, digitalização e modulação de pulso.
Estas estratégias se concentram menos na transmissão de versões filtradas do sinal de áudio e mais na extração de características mais abstratas do sinal e sua transmissão para os eletrodos. As primeiras estratégias de extração de características procuraram os "formantes" (frequências com o máximo de energia) na fala. Para fazer isto, eles aplicariam filtros de banda larga (por exemplo, 270 Hz de baixa passagem para F0 - o formante básico, 300 Hz-1 kHz para F1, e 1 kHz-4 kHz para F2), depois calculariam a frequência do formante, usando os cruzamentos zero de cada uma destes outputs do filtro, e a amplitude do formante, olhando o envelope dos sinais de cada filtro. Somente os eletrodos correspondentes a estas frequências formantes seriam ativados. A principal limitação desta abordagem foi que os formantes identificam principalmente vogais, e as informações consonantes, que residem principalmente em freqüências mais altas, foram mal transmitidas. O sistema MPEAK melhorou subseqüentemente neste projeto, incorporando filtros de alta freqüência que podiam simular melhor os sons não vocalizados (consoantes), estimulando eletrodos de alta frequência e dos formantes em intervalos aleatórios [19][20][21].
Diagrama de bloco do sistema SPEAK de processamento
Atualmente, a estratégia dominante é o sistema SPEAK, que combina características de estratégias Waveform e de extração de características. Neste sistema, o sinal passa por um array paralelo de 20 filtros passa-banda. O envelope é extraído de cada um deles e várias das frequências mais potentes são selecionadas (quantas dependem da forma do espectro), e as demais são descartadas. Isto é conhecido como uma estratégia 'n-em-m'. As amplitudes destes são então logaritmicamente comprimidas para adaptar a faixa de sinal mecânico do som à faixa de sinal elétrico muito mais estrita das células capilares.
Em seus mais novos implantes, a empresa Cochlear utiliza 3 microfones em vez de um. As informações adicionais são utilizadas para a formação do "beam", ou seja, para extrair mais informações do som vindo diretamente da frente. Isto pode melhorar a relação sinal/ruído quando se fala com outras pessoas em até 15dB, melhorando assim significativamente a percepção da fala em ambientes ruidosos.
A preservação da audição de baixa frequência após o implante coclear é possível com técnica cirúrgica cuidadosa e com atenção atenta ao projeto do eletrodo. Para pacientes com audição de baixa frequência restante, a empresa MedEl oferece uma combinação de um implante de cóclea para as frequências mais altas, e um aparelho auditivo clássico para as frequências mais baixas. Este sistema, chamado EAS para estimulação eletro-acústica, usa um chumbo de 18 mm, comparado com 31,5 mm para o CI completo. (O comprimento da cóclea é de aproximadamente 36 mm.) Isto resulta em uma melhora significativa da percepção da música e um melhor reconhecimento da fala para as línguas tonais.
Gráfico mostrando como o envelope (em vermelho) e a fase (pontos pretos, para travessias zero) de um sinal podem ser simplesmente derivados com a transformação Hilbert.
Para altas frequências, o sistema auditivo humano utiliza apenas a codificação tonotópica para informação. Para baixas frequências, entretanto, também é utilizada informação temporal: o nervo auditivo dispara em sincronia com a fase do sinal. Em contraste, os CIs originais utilizavam apenas o espectro de potência do sinal de entrada. Em seus novos modelos, o MedEl incorpora as informações de tempo para baixas frequências, que os chama estrutura fina, na determinação do tempo dos pulsos de estimulação. Isto melhora a percepção da música e a percepção da fala para línguas tonais como o mandarim.
Em termos matemáticos, o envelope e a estrutura fina de um sinal podem ser obtidos elegantemente com a Transformada Hilbert (consulte a figura). O código Python correspondente está disponível em [22] .
O número de eletrodos disponíveis é limitado pelo tamanho do eletrodo (e pela carga e densidade de corrente resultantes) e pela corrente espalhada ao longo da endolinfa. Para aumentar a especificidade da frequência, é possível estimular dois eletrodos adjacentes. Os sujeitos reportam perceber isto como um único tom em uma frequência intermediária dos dois eletrodos.
Simulação da força de estimulação de um implante coclear
O processamento de som em implantes cocleares ainda está sujeito a muitas pesquisas e uma das principais diferenciações de produto entre os fabricantes. Entretanto, o processamento básico de som é bastante simples e pode ser implementado para obter uma impressão da qualidade de som percebida pelos pacientes que utilizam um implante coclear. O primeiro passo no processo é a colheita de amostras de som e a análise de sua freqüência. Em seguida, é selecionada uma janela de tempo, durante a qual queremos encontrar as forças de estimulação dos eletrodos IC. Há duas maneiras de conseguir isso: i) através do uso de filtros lineares (ver filtros Gammatone); ou ii) através do cálculo do espectro de potência (ver Spectral Analysis).
Implantes cocleares e imagens de ressonância magnética
Com mais de 150 000 implantações no mundialmente, os Implantes Cocleares (ICs) tornaram-se um método padrão para tratar a perda auditiva severa a profunda. Visto que os benefícios dos ICs se tornam mais evidentes, os doadores se tornam mais dispostos a apoiar os ICs e devido aos programas de rastreamento de recém-nascidos na maioria das nações industrializadas, muitos pacientes adquirem ICs na infância e provavelmente continuarão a tê-los ao longo de suas vidas. Alguns deles podem exigir exames de diagnóstico durante suas vidas, que podem ser assistidos por estudos de imagem com ressonância magnética (MRI). Para grandes segmentos da população, incluindo pacientes que sofrem de derrame, dor nas costas ou dor de cabeça, a ressonância magnética tornou-se um método padrão de diagnóstico. MRI usa pulsos de campos magnéticos para gerar imagens. Atuais máquinas de MRI trabalham com campos magnéticos de 1,5 Tesla. Os dispositivos de 0,2 a 4,0 Tesla são comuns e a potência de radiofrequência pode chegar a 6 kW em uma máquina de 1,5 Tesla.
Historicamente, acreditava-se que os implantes cocleares são incompatíveis com MRI que tem campos magnéticos superiores a 0,2 T. As partes externas do dispositivo sempre têm que ser removidas. Existem regulamentos diferentes para as partes internas do dispositivo. As diretrizes atuais da US Food and Drug Administration (FDA) permitem o uso limitado da ressonância magnética após a implantação do IC. Os dispositivos pulsar e Sonata (MED-EL Corp, Innsbruck, Áustria) são aprovados para 0,2 T MRI com o ímã no lugar. O Hi-res 90K (Advanced Bionics Corp, Sylmar, CA, EUA) e o Nucleus Freedom (Cochlear Americas, Englewood, CO, EUA) são aprovados para até 1,5 T MRI após a remoção cirúrgica do ímã interno. Cada remoção e substituição do ímã pode ser feita usando uma pequena incisão sob anestesia local, mas é provável que o procedimento enfraqueça o bolso do ímã e arrisque a infecção do paciente.
Estudos realizados com cadáveres mostraram que há um risco de que o implante possa ser deslocado do dispositivo interno em um leitor de ressonância magnética 1,5 T. Entretanto, o risco poderia ser eliminado por meio de aplicação de um curativo de compressão. Entretanto, o IC produz um artefato que poderia potencialmente reduzir o valor diagnóstico do exame. O tamanho do artefato será maior em relação ao tamanho da cabeça do paciente e isto pode ser particularmente desafiador para exames de ressonância magnética com crianças. Um estudo recente de Crane et al., 2010 descobriu que o artefato em torno da área do IC tinha uma dimensão média anterior-posterior de 6,6 +/- 1,5 cm (média +/- desvio padrão) e uma dimensão esquerda-direita média de 4,8 +/- 1,0 cm (média +/- desvio padrão) (Crane et al., 2010)[23].
Pessoas com sistemas vestibulares danificados vivenciam uma combinação de sintomas que podem incluir distúrbios auditivos e visuais, tontura e desorientação espacial. Atualmente, não há tratamentos efetivos para pacientes com sistemas vestibulares fracos ou danificados. Os implantes vestibulares são concebidos para restaurar o equilíbrio em pacientes com um sistema vestibular danificado. Na última década, os cientistas desenvolveram um dispositivo de estimulação elétrica, semelhante aos implantes cocleares, que restabeleceriam a função do canal semicircular. A figura [24] mostra um protótipo de implante vestibular, que é um implante coclear modificado projetado pela MED-EL (Innsbruck, Áustria).
Implante coclear modificado projetado pela MED-EL (Innsbruck, Áustria)
Este protótipo de uma neuroprótese vestibular contém quatro componentes principais: um estimulador elétrico, três eletrodos extracocleares que são colocados nas ampolas de cada canal semicircular, e um array intracoclear. Quando o implante vestibular é ligado, trens de estimulação elétrica na forma de balanço de carga, pulsos bifásicos são entregues por cada eletrodo extracoclear em direção a um respectivo nervo vestibular [24]. Em última análise, a estimulação elétrica restauraria o equilíbrio em um paciente, estabilizando o olhar através do reflexo vestíbulo-ocular (RVC, ou em inglês: VOC). O progresso em direção a uma prótese implantável tem mostrado resultados promissores para restaurar efetivamente a transdução sensorial vestibular normal das rotações da cabeça. Entretanto, alcançar um paradigma de estimulação precisa para codificar cronicamente os movimentos tridimensionais da cabeça sem causar atividade neuronal indesejada continua sendo um dos maiores desafios.
Reflexo vestíbulo ocular. Quando uma rotação da cabeça é detectada (1), os músculos extraoculares em um lado são inseridos, mas excitados em outro. Isso resulta em (3) um movimento dos olhos para compensar.
Em 1963, Cohen e Suzuki [25] introduziram a noção de prótese vestibular, demonstrando que os movimentos oculares podem ser induzidos através da estimulação elétrica do ramo ampular de um nervo vestibular. Os estudos seguidos foram impulsionados a conceber um modelo de estimulação contínua e precisa para reabilitar pacientes com diferentes tipos de distúrbios vestibulares, como a perda bilateral da função vestibular (em inglês: bilateral loss of vestibular function , BVL) e a doença de Meniere [24][26]. Quatro décadas depois do trabalho pioneiro de Cohen e Sukui, Merfeld e colegas desenvolveram o primeiro dispositivo vestibular para gerar movimentos suaves dos olhos, estimulando eletricamente o nervo vestibular [27][28]. A exequibilidade dos dispositivos vestibulares neuro-eletrônicos inspirou ainda mais os pesquisadores a integrar um sistema de detecção de movimento para medir os movimentos da cabeça. Santina e colegas [29][30][31][32] utilizaram sensores giroscópicos para medir os movimentos no espaço tridimensional e codificaram esta informação para gerar sinais que controlam os músculos de cada olho através do nervo vestibular. Desde o final de 2012, apenas dois grupos no mundo conduziram estudos de implantes vestibulares em humanos: uma equipe liderada por Jay Rubinstein na Universidade de Washington e um esforço conjunto entre uma equipe liderada por Herman Kingma na Maastrict University of Medical Center na Holanda e um segundo grupo liderado por Jean-Phillippe Guyot no Hopitaux Universitaries de Geneve, Suíça [24]. Jay Rubinstein liderou o primeiro estudo clínico vestibular em 2010. Rubinstein e colegas tinham sucedidos em instalar um marcapasso vestibular para reduzir ou deter ataques involuntários de tontura em pacientes diagnosticados com a doença de Meniere [26]. Este dispositivo foi combinado com um controlador de mão para iniciar e parar uma série de estímulos elétricos que podem ser direcionados a qualquer um ou a todos os eletrodos, mas não codificou o movimento [26]. Infelizmente, o marcapasso vestibular em pacientes tinha resultado na deterioração considerável da função auditiva e vestibular [33][26][24]. Uma nova direção foi tomada deste grupo para explorar um paradigma de estimulação elétrica diferente, incorporando informações sobre o movimento [33]. A segunda tentativa de estudos clínicos humanos foi realizada por Kingma, Guyot, e colegas em 2012. Os implantes vestibulares usados neste estudo foram prototipados por MED-EL. Perez-Fornos e colegas [24] demonstraram que os pacientes alcançaram um nível de recuperação funcional satisfatório que lhes permite exercer atividades cotidianas, como caminhar.
O progresso atual está sendo feito através de parcerias contínuas entre a universidade e a indústria. Há quatro importantes parcerias universitárias e/ou industriais trabalhando em direção a uma prótese vestibular para aplicações clínicas. Estas equipes incluem: Rubinstein na Universidade de Washington e Cochlear Ltd (Lane Cove, Austrália), a equipe de Della Santina no Vestibular NeuroEngineering Laboratory [Johns Hopkins School of Medicine, Baltimore, MD, EUA], a equipe de Daniel Merfeld no Jenks Vestibular Physiology Laboratory em Harvard [Massachusetts Eye and Ear Infirmary, Boston, MA, EUA], e um esforço conjunto entre Herman Kingma, Jean-Philippe Guyot, e MED-EL.
A tecnologia de implante vestibular de última geração é um sistema de dois passos que produz estímulos elétricos a três nervos ampulares em resposta a rotações em torno de um eixo respectivo (canais anteriores, posteriores ou horizontais). Entretanto, a biofísica da estimulação dos nervos protéticos continua sendo um desafio para imitar a transdução sensorial normal. Embora já se saiba muito sobre como os aferentes do nervo vestibular codificam os movimentos da cabeça, ainda não se entende como projetar uma estratégia não invasiva de codificação de estímulos para uma prótese multicanal. A pesquisa ativa tem continuado a se concentrar na superação das limitações do desenho e da transdução de sinais.
As próteses neurais atuais são destinadas a excitar os tecidos neurais nos quais são implantadas, mas o efeito dos estímulos excitatórios contínuos ainda pode causar déficits neurológicos [26]. Em última análise, um aparelho que pode tanto excitar o movimento da cabeça em uma direção quanto inibir o movimento na direção oposta é altamente desejável. O último protótipo de sistema desenvolvido por Santina e colegas, SCSD1, mostrou que as estimulações de corrente direta podem evocar respostas excitatórias e inibitórias de tipo RVC [34]. Seus resultados demonstram que os efeitos da introdução do sistema vestibular a uma linha de base artificial pode possivelmente alterar as faixas dinâmicas dos limiares excitatórios e inibitórios de forma imprevista. Por outro lado, estudos clínicos mostram que é possível aos seres humanos se adaptarem dentro de um tempo razoavelmente curto (alguns minutos) à ausência e à presença de atividade neural artificial [35] . Uma vez a adaptação é alcançada, pode-se então afinar as modulações de amplitude e frequência da estimulação para provocar movimentos suaves dos olhos de diferentes velocidades e direções [35].
Outro tipo de restrição de design da prótese elétrica é a corrente qual se espalha ao longo do tecido nervoso alvo e causar estimulações no canal errado [36][37]. Em consequência, o espalhamento da corrente induz o desalinhamento entre o eixo do olho e a rotação da cabeça [38]. Portanto, os mecanismos por trás da plasticidade neural direcional podem fornecer respostas bem alinhadas para os seres humanos. Outros estudos sugerem que a estimulação do nervo infravermelho é vantajosa para visar neurônios específicos e menos intrusiva para populações próximas de neurônios [36][38]. O uso da ótica poderia permitir uma seletividade espacial maior e um acesso cirúrgico melhor [36].
Além disso, um desafio fundamental subjacente ao desenvolvimento de próteses vestibulares é a consideração de formas pelas quais as informações dos órgãos vestibulares finais podem provocar movimentos particulares. Tem sido demonstrado que as respostas reflexas e perceptivas dependem de quais inputs aferentes vestibulares são estimulados [33]. As práticas cirúrgicas são examinadas em busca de posicionamentos precisos do eletrodo em relação aos aferentes, o que, no final, poderia influenciar muito a capacidade de provocar uma resposta desejada.
Como as áreas auditivas e vestibulares do ouvido interno estão conectadas, a propagação da corrente além dos nervos ampulares alvo e/ou os riscos de cirurgia poderiam interferir na atividade do nervo coclear. É provável que os seres humanos com implantes apresentem um risco de perda auditiva, como observado em macacos rhesus [39]. Santina e colegas [39] descobriram que a implantação de eletrodos causou até 14 dB de perda auditiva e o fornecimento de estímulo elétrico reduziu ainda mais a audição em 0,4-7,8 dB. Este estudo sugere que a propagação da corrente para células ciliadas cocleares pode causar atividade aleatória em regiões cocleares próximas.
Corte transversal da cabeça humana mostrando bulbos olfativos.
Anosmia (perda do olfato) aparece em cerca de 5% da população geral. Um sistema olfativo intacto é uma parte central da percepção do sabor de bebidas e alimentação. A maioria dos problemas que se apresentam com a perda do paladar vem de um distúrbio olfativo. Além disso, a recepção do olfato também é central para nossa qualidade de vida. Muitas experiências, tais como chuveiros de primavera, flores frescas ou o cheiro de casa acrescentam a qualquer evento, mesmo que sejam difíceis de descrever. Embora as causas inflamatórias da perda do olfato possam ser resolvidas com o uso de esteróides tópicos e sistêmicos, muitos tratamentos para outras causas comuns de anosmia, incluindo infecção do trato respiratório superior (em inglês: IRU), traumatismo craniano e envelhecimento não têm se mostrado efetivos.
Um estudo de Eric H. Holbrook, Sidharth V. Puram e outros foi feito para determinar a viabilidade de induzir cheiro através de estimulação elétrica artificial dos bulbos olfativos em humanos. Cinco sujeitos (idade, 43-72 anos) foram recrutados. Três sujeitos reportaram uma percepção do olfato com estimulação elétrica. Todos os sujeitos toleraram o estudo com o mínimo de desconforto e foram capazes de perceber o olfato, o que foi confirmado com um teste comercialmente disponível (de 40 itens, "scratch-and-sniff identification test"). Sob orientação endoscópica e sem anestesia tópica, um eletrodo monopolar ou bipolar foi posicionado em 3 áreas ao longo da lamela lateral da placa cribriforme na junção com a base do crânio: (1) o etmoidal anterior posterior à abertura do seio frontal; (2) o etmoidal posterior anterior à face esfenoidal; e (3) o etmoidal médio aproximado pela metade da distância entre os pontos anterior e posterior [40]. Durante 0,2-0,3ms, os implantes foram estimulados com uma faixa de intensidade de 1 a 20 mA. 3 dos 5 sujeitos relataram uma experiência de odor, porém não foram capazes de afirmar claramente a o que um cheiro se assemelhava e se tinha diferenças entre os cheiros. A percepção do olfato não mudou muito com intensidades ou localização de eletrodos diferentes, mas pequenos desvios descritos como "doce", "azedo", ou "ruim" foram relatados. Não houve diferenças entre eletrodos monopolares ou bipolares. O odor percebido foi descrito como "tipo cebola", "tipo anti-séptico" ou "azedo" e "frutado" ou "ruim". Quando solicitados a classificar as intensidades percebidas do cheiro em uma escala de 1 a 10, o resultado variou de 2 a 4. Todos os sujeitos também experimentaram algum desconforto com os dispositivos, que se apresentavam como uma sensação palpitante, formigamento ou pulsante localizada no eletrodo de solo, o canthus interno do olho ou ponte do nariz, ponta nasal ou, em um caso, profundamente atrás do olho. Os eletrodos que foram posicionados na fenda olfativa causaram espirros ou desconforto em quatro dos sujeitos e o único qual o tolerou não resultou em nenhuma percepção do olfato. Em conclusão, o estudo conseguiu pela primeira vez a percepção do olfato com a estimulação elétrica do bulbo olfativo. Os autores planejam explorar ainda mais o uso de tais implantes, afirmando que "o trabalho futuro ampliará as tentativas para incluir sujeitos sem olfato e desenvolver medidas objetivas mais consistentes da percepção olfativa". Este estudo foi concebido apenas como uma prova de conceito para futuras pesquisas sobre a possibilidade de restaurar o olfato da perda com a tecnologia de estimulação elétrica [41].
Hoje em dia, odores podem ser medidos eletronicamente de diversas maneiras, alguns exemplos são: espectrografia de massa, cromatografia de gás, espectros de raman e, mais recentemente, narizes eletrônicos. Em geral, eles assumem que diferentes receptores olfativos têm afinidades diferentes com propriedades físico-químicas moleculares específicas, e que a ativação diferente desses receptores dá origem a um padrão espaço-temporal de atividade que reflete os odores.
O engenheiro de vôo Alexander Misurkin da Roscosmos trabalha com o experimento JPL Electronic Nose (ENose) em bordo da ISS.
"E-narizes" são dispositivos artificiais de detecção de odores baseados em um array de chemosensores e reconhecimento de padrões. Eles são usados para identificar e quantificar substâncias dissolvidas no ar (ou outras substâncias portadoras). Um e-nariz consiste de um dispositivo de amostragem (analogamente ao nariz), um array de sensores (analogamente aos neurônios receptores do olfato) e uma unidade de computação (analogamente ao cérebro).
Como nos narizes de animais, sensores não específicos são utilizados. Não somente pelo fato de ser muito difícil encontrar sensores muito específicos, mas também por se querer cobrir uma enorme gama de possíveis compostos sem um sensor para cada um deles. Além disso, é mais robusto, preciso e eficiente se o processamento for baseado em informações de mais de um sensor. Tais sensores experimentam uma mudança em suas propriedades elétricas (por exemplo, maior resistência) quando entram em contato com um composto. Esta alteração leva a uma mudança de tensão que é digitalizada (Conversor AD).
Os tipos de sensores mais freqüentemente utilizados incluem semicondutores de óxido metálico (em inglês: MOS), microbalanças de cristal de quartzo (em inglês: QCM), polímeros condutores (em inglês: CP) e sensores de ondas acústicas de superfície (em inglês: SAW). Outra tecnologia promissora é a dos narizes bioeletrônicos que utilizam proteínas como sensores. Também é possível usar uma combinação de diferentes sensores para obter um resultado mais preciso e combinar as vantagens de vários tipos de sensores, por exemplo, melhor resposta temporal versus melhor sensibilidade.
Exemplo: Princípio operativo de um sensor de polímero conductor
Um sensor de polímero condutor consiste de um array de cerca de 2-40 polímeros condutores diferentes (longas correntes de moléculas orgânicas). Algumas moléculas de odor penetram o filme de polímero e fazem com que o filme se expande, aumentando assim sua resistência. Este aumento na resistência de vários tipos de polímeros pode ser explicado pela teoria da percolação [42] . Devido às propriedades químicas dos materiais, diferentes polímeros reagem de forma diferente ao mesmo odor.
O sinal do sensor tem que ser combinado a uma mistura de odor com um algoritmo de reconhecimento de padrões. É possível criar um banco de dados de potenciais combinações e encontrar a melhor com métodos estatísticos multivariados quando um odor é apresentado ou quando uma rede neural pode ser treinada para reconhecer os padrões. Muitas vezes também é usada a análise dos componentes principais para reduzir a dimensionalidade dos dados dos sensores.
Há muitas aplicações para e-narizes. Eles são usados na indústria aeroespacial e em outras indústrias para detectar e monitorar substâncias perigosas ou prejudiciais e para o controle de qualidade. Possíveis aplicações na área de segurança são detecção de drogas ou explosivos. Os narizes eletrônicos podem algum dia ser capazes de substituir os cães da polícia. Uma aplicação muito poderosa poderia ser o diagnóstico de doenças que alteram a composição química da respiração ou o cheiro de excreções ou sangue, substituindo assim potencialmente as técnicas invasivas de diagnóstico. Também pode ser empregado para diagnosticar câncer, já que certas células cancerígenas podem ser identificadas por seu perfil de composto orgânico volátil. O diagnóstico do câncer pelo olfato já foi descoberto para trabalhar com cães, moscas [43] but, mas métodos práticos adequados com alta sensibilidade e especificidade ainda estão em desenvolvimento. Outra aplicação médica é o tratamento de anosmia (incapacidade de perceber o odor) por um implante olfativo com base em um nariz eletrônico. Isto também ainda está em desenvolvimento. Em contraste, os narizes eletrônicos já estão em uso para monitoramento e proteção ambiental. Na robótica, os narizes eletrônicos poderiam ser usados para acompanhar os odores aéreos ou os cheiros no solo. Especialmente para a robótica seria muito interessante ter uma melhor compreensão do sistema olfativo do inseto, já que, para usar o cheiro para navegar ou localizar fontes de odor, as informações de estímulo temporal muitas vezes esquecidas têm que ser usadas.
Os insetos podem seguir odores, pois podem reagir a mudanças em cerca de 150 milissegundos, e alguns de seus receptores são capazes de retratar mudanças rápidas de concentração de odor que ocorrem em frequências acima de pelo menos 10 Hz. Em contraste, os e-narizes de polímeros condutores, bem como de óxido metálico, têm tempos de resposta na faixa de segundos a minutos [42], com poucas excepções na faixa de dezenas de milissegundos.
A foto-estimulação de neurônios é um campo emergente de pesquisa. A dispararão neuronal é obtida através do brilho de uma fonte de luz focalizada sobre a célula nervosa, fazendo com que ela se despolarize. Há duas formas principais de aproximar-se deste objetivo: irradiação dos neurônios com um laser, induzindo um gradiente local de temperatura; e a introdução de canais ou receptores sensíveis à luz na célula nervosa tornando-a mesma sensível à luz, semelhante à os bastonetes e cones na retina humana. As vantagens em relação à estimulação elétrica tradicionalmente usada são maior precisão e menos a nenhum trauma de tecido [44].
A estimulação elétrica tem limitações inerentes em comparação à estimulação ótica. Para obter disparo confiável, os eletrodos têm que estar em contato físico com o tecido visado ou em estreita proximidade com ele. A introdução de eletrodos no tecido nervoso danifica o mesmo e o tecido circundante.
Em muitos casos o array de eletrodos é introduzido em tecido eletricamente condutivo, permitindo a propagação da corrente, diminuindo ainda mais a resolução espacial que pode ser alcançada.
A medição da atividade neural evocada é freqüentemente contaminada por artefatos de estimulação muito maiores do que a atividade neural medida. Isso ocorre especialmente em medições próximas ao local de excitação.
Em contraste, a estimulação óptica pode alcançar de forma confiável a excitação de células únicas ou populações de pequenas células. Ela não requer contato direto com o tecido alvo, reduzindo os danos ao tecido. Finalmente, os registros elétricos da resposta neural nas proximidades não são contaminados pelo estímulo de excitação [44][45][46]. Embora a estimulação elétrica sofra das inconveniências acima mencionados, ela ainda é o método mais bem estabelecido e confiável de estimulação nervosa em pacientes.
A estimulação por infravermelho é baseado em um laser infravermelho que induz um gradiente de temperatura local dentro do neurônio. Ele não requer nenhuma modificação das células antes da estimulação. O laser de baixa energia não causa danos ao tecido e provoca uma estimulação livre de artefatos. Os mecanismos exatos que levam à descarga neuronal não são conhecidos. Entretanto, estudos têm mostrado que este fenômeno é mais provavelmente devido a processos fototermais locais. Assim, a irradiação IV cria um gradiente de temperatura confinado a um pequeno espaço que desaparece rapidamente após a cessação da irradiação. Pensa-se que o aumento da temperatura local de até 9°C causa mudanças conformacionais nas moléculas, levando - em última instância - à disparo neuronal. A altas frequências de irradiação, o calor se torna aditivo, fazendo com que o tecido irradiado se aqueça gradualmente e, por fim, danifique a célula [45][46].
Técnicas de manipulação de disparo neural óptico da esquerda para a direita: ChR: a agitação da luz azul (480 nm) dos Channelrhodopsins (ChRs) leva à abertura do canal e ao influxo de Na+. O influxo de íons de sódio leva à despolarização e evoca disparo neural. HR: Halorhodopsins são ativados por luz amarela (570 nm). Os canais abertos permitem a entrada de íons de cloreto na célula, levando à hiperpolarização e assim à inibição da formação do potencial de ação. Opto-XR: As rodopsinas animais (verde-claro) são a parte sensível à luz nas construções. As loops intracelulares (verde-escuro) são trocadas por sequências de sinalização das vias visadas. A excitação Opto-XR leva a alterações na transdução do sinal e, portanto, influencia as respostas das células e o metabolismo. IV-irradiação: A irradiação celular com pulsos laser infravermelho induz localmente gradientes térmicos e provoca queima neural.
A optogenética é a sensibilização das células à luz pela introdução de genes externos, permitindo a alteração temporal e espacial de alta resolução dos padrões de disparo neural. Os genes podem ser expressos na modificação genética dos animais ou ser introduzidos por vetores como vírus. A maioria dos genes sensibilizadores à luz usados hoje foram descobertos pela primeira vez em organismos unicelulares como algas ou archaea. Estes genes podem codificar canais ou receptores de íons sensíveis à luz produzindo várias respostas à estimulação ótica.
Para a ativação neuronal naural são comumente usadas as rodopinas de canal (Channelrhodopsins: ChR) ou suas variantes genéticas projetadas. Os ChRs são canais catiônicos não específicos sensíveis à luz, que se abrem quando excitados com luz azul (480nm). Nas células nervosas, a abertura do ChR leva ao influxo de sódio e despolarização da membrana [47][48]. O componente sensível à luz é um componente totalmente transretínico que também é encontrado na retina humana. A luz induz uma mudança conformacional para 13-cis-retiniana permitindo que os cátions fluam através do canal[47][48][49][50]. A introdução de mutações pontuais específicas próximas ao local de ligação da retina pode alterar as propriedades cinéticas e a especificidade do canal[51] . A ligação do ChR a outras proteínas permite ferramentas com diversas funcionalidades como o monitoramento in vivo das construções introduzidas[52] .
Halorhodopsin (HR) são bombas leves de íons de cloreto de sódio utilizadas para a inibição neuronal ativada por luz. A excitação óptica por luz amarela (570nm) em neurônios sensibilizados leva a uma importação de íons cloreto e hiperpolarização[53][54].Como no ChR, a molécula sensível à luz também é totalmente transretínica. Devido a diferentes estabilizações e, portanto, diferenças de sensibilidade de comprimento de onda da retina em HR e ChR, elas podem ser usadas nas mesmas células e direcionadas separadamente. Isto permite um controle muito próximo da atividade em circuitos neurais[54][55]
.
Para o controle óptico das vias celulares foi desenvolvido o Opto-XR[56], onde o X representa a via de sinalização direcionada. Os Opto-XRs consistem de um rodopsin animal (bovino, rato, etc.), com seus domínios intracelulares trocados para sequências de sinalização da célula [57]. Isto permite a regulação ótica do caminho de sinalização das células. As sequências de sinalização podem ser ativadas ou desativadas por mudanças conformacionais induzidas pela queda da luz sobre o rodopsin. Isto permite a ativação específica de certas vias receptoras como serotonina ou sinalização adrenérgica [56][58].
A estimulação elétrica tem sido usada há muito tempo para evocar a queima de nervos em próteses neuronais. Entretanto, a propagação da corrente elétrica e a geração de campos elétricos limitam a resolução espacial que pode ser alcançada. Isto reduz a confiabilidade do sinal transmitido[59]. No caso de próteses auditivas, é viável um máximo de aproximadamente vinte eletrodos, deixando a qualidade sonora alcançada muito longe do objetivo desejado. Uma mudança para a tecnologia de base óptica poderia possibilitar a ativação de áreas menores, aumentando a quantidade de tons potencialmente percebidos. O recente desenvolvimento em técnicas de estimulação óptica promete formas de superar esses obstáculos e melhorar os dispositivos protéticos e a qualidade de vida dos pacientes.
A estimulação infravermelha da cóclea assim como o nervo auditivo foram testados em vários modelos animais, como roedores e gatos. A variante ótica mostra uma precisão notável em relação à área estimulada pelo laser, que é aproximadamente do mesmo tamanho que a ativada por um tom de média sonoridade. Também foi demonstrado que usando a irradiação IV de baixa energia, a estimulação constante pode ser obtida sem aquecimento gradual e sem danificar o tecido. Isto permite o uso do implante durante todo o dia sem danificar o sistema coclear. Uma grande desvantagem da estimulação por IV é um consumo muito maior de energia em comparação com a estimulação elétrica [45].
Para superar o problema energético descrito, os pesquisadores começaram a testar uma abordagem optogenética em roedores. Eles projetaram geneticamente ratos para expressar Channelrhodopsins em neurônios ganglionares espinhais. A sensibilização das células nervosas reduziu a energia necessária para induzir disparo em comparação com a irradiação IV por um fator de sete (IV: 15 μJ, Optogen.: 2 μJ, Elétrico: 0,2 μJ). Assim, a estimulação foi possível utilizando μLEDs em vez de lasers. Apesar deste progresso, a implementação desta tecnologia em humanos num futuro próximo é questionável. Isto se deve principalmente aos possíveis perigos da introdução viral de material genético em um organismo. Até agora, apenas muito poucas terapias genéticas foram aprovadas. Um modo salvo, mas ainda eficaz, de infectar especificamente os órgãos cocleares teria que ser implementado e aprovado [60].
Primeiros patentes foram registrados descrevendo potenciais implantes cocleares ópticos para humanos. Estes implantes funcionam de forma semelhante aos implantes elétricos tradicionais. Mas ao invés de eletrodos, eles têm VCSELs (vertical-cavity surface-emitting lasers) que são dirigidos pelo aparelho de input do implante. Os VCSELs são diodos emissores de laser que podem ser encaixados no pequeno tubo do implante. Os lasers são direcionados ao órgão de Corti e podem estar muito mais próximos do que os eletrodos, mais do que duplicando a quantidade de canais de saída do implante. Os diodos laser são usados para sinalização de maior inclinação, enquanto os eletrodos acionam células nervosas de menor amplitude [61].
As próteses vestibulares visam restaurar os problemas de desequilíbrio resultantes de disfunções do sistema vestibular. Como os canais semicirculares estão interligados, a dispersão da corrente é um grande problema no fornecimento de estímulos elétricos. A dispersão da corrente pode levar à estimulação adicional de canais semicirculares indesejados, resultando em sinais de equilíbrio incorretos enviados ao cérebro. A possibilidade de usar a irradiação IV foi investigada. A irradiação das ampolas não evocou potenciais de ação. A razão da falha de estimulação pode estar na insensibilidade das células capilares à irradiação IV. No entanto, a estimulação óptica do nervo vestibular pode ser viável. Ainda não está claro se a estimulação separada dos nervos de diferentes ampolas é possível desta forma [45][62].
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