Activación de movimientos funcionales efectivos de la mano en personas con tetraplejía completa a través de la estimulación neural

Scientific Reports volumen 12, Número de artículo: 16189 (2022) Citar este artículo

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Las personas con lesión medular cervical completa sufren una parálisis permanente de las extremidades superiores que les impide realizar la mayoría de las actividades de la vida diaria. Desarrollamos una solución neuroprotésica para restaurar la función motora de la mano. La estimulación eléctrica de los nervios radial y mediano por medio de dos electrodos epineurales permitió movimientos funcionales de manos paralizadas. Demostramos en dos participantes con tetraplejía completa que la estimulación selectiva de los fascículos nerviosos mediante la distribución optimizada de la corriente sobre los contactos activos de los electrodos epineurales multicontactos inducía movimientos de agarre potentes y funcionales que se mantuvieron estables durante los 28 días de la implantación. También demostramos que los participantes podían desencadenar la activación de los movimientos de su extremidad paralizada utilizando una interfaz intuitiva controlada por acciones voluntarias y que podían realizar movimientos funcionales útiles, como sostener una lata y beber con una pajita.

La incidencia de lesiones de la médula espinal (LME) en Europa Occidental y Estados Unidos se estima en 16 y 40 casos por millón, respectivamente1. Las LME pueden tener un impacto devastador en la salud, la autonomía y la calidad de vida del paciente. Las ayudas técnicas (p. ej., sillas de ruedas motorizadas, órtesis, camas médicas eléctricas, tablas de transferencia, domótica, etc.) pueden devolver cierta independencia a las personas con tetraplejia, pero recuperar las funciones de los miembros superiores sigue siendo la prioridad para la recuperación funcional expresada por los pacientes2,3, 4,5,6. De hecho, la mayoría de las actividades de la vida diaria se realizan a través de los movimientos de la mano y, por lo tanto, la restauración de las habilidades motoras activas en el antebrazo, la mano y la muñeca permitiría una mayor autonomía y, por lo tanto, una mayor calidad de vida. En ausencia de soluciones de reparación de la médula espinal, hoy en día solo hay respuestas parciales. Así, propusimos una innovación revolucionaria basada en la estimulación neural selectiva que, hasta la fecha, es la primera en inducir movimientos sinérgicos de la mano con un solo electrodo en el nervio mediano y un electrodo en el nervio radial. De hecho, otros enfoques proporcionan soluciones parciales o mucho más engorrosas. La cirugía funcional se usa comúnmente7,8 y, más recientemente, se han intentado transferencias nerviosas para reinervar los músculos paralizados para recuperar el control voluntario de la mano9,10. Sin embargo, ambos métodos requieren un número suficiente de músculos o nervios que todavía están bajo control voluntario. Los músculos transferidos y los músculos agonistas restantes también deben ser lo suficientemente fuertes para asegurar una recuperación efectiva11,12. Por tanto, una parte de la población tetrapléjica no es elegible para la cirugía funcional convencional. La alternativa es utilizar ayudas técnicas basadas en estimulación eléctrica funcional (FES) u ortesis13.

FES solo, implantado o externo, se puede usar de manera eficiente, siempre que los músculos paralizados sublesionales todavía estén inervados por motoneuronas intactas14. Catton y Backhouse informaron sobre una de las primeras aplicaciones de FES para recuperar el movimiento de la mano en 1954. Posteriormente, FES se usó para recuperar los movimientos de agarre en pacientes con tetraplejía alta ya en 196315,16,17. Estos dispositivos usaban electrodos intramusculares o epimisiales, que requerían un electrodo para cada músculo involucrado en el movimiento objetivo. La FES de superficie no invasiva también puede proporcionar movimientos de la mano, pero con acceso limitado a los músculos profundos oa los músculos dedicados al pulgar (por ejemplo, Abductor Policis Brevis). Los electrodos de superficie necesitan una colocación precisa día a día para lograr movimientos funcionales confiables sin recalibración. Finalmente, la colocación de los electrodos de superficie está sujeta a los movimientos relativos de la piel. Para superar en parte estos problemas, se propuso la fijación de los electrodos en la prenda14. Sin embargo, la mayoría de los dispositivos FES externos no se utilizaron a gran escala debido a la rigidez de la prenda, la falta de personalización o la limitación a grupos incompletos o con control de muñeca18. Por lo tanto, estos dispositivos se utilizan más bien para la rehabilitación y el refuerzo14 sin nuevos dispositivos, como se informó en una revisión muy reciente19. Los conjuntos de electrodos de superficie20,21 pueden proporcionar un conjunto más amplio y flexible de movimientos funcionales, pero están claramente limitados, en su forma actual, a un uso de laboratorio, ya que exige una calibración diaria bajo la supervisión de un fisioterapeuta experto. Ajiboye et al.22 también proporcionaron un rico conjunto de movimientos pero a través de un conjunto de electrodos percutáneos altamente invasivos (#36) que difícilmente podrían traducirse en una práctica clínica amplia. Tanto los dispositivos externos como los percutáneos son muy limitados en términos de aceptabilidad, seguridad y eficacia y, por lo tanto, los pacientes no los utilizan en el contexto de la vida diaria, aunque se puede lograr un rico repertorio de movimientos. El único dispositivo exitoso ampliamente utilizado que se ha propuesto ha sido el FreeHand®: a más de 250 pacientes23 se les ha implantado con éxito con claros beneficios, lo que demuestra el interés de esta solución tecnológica para recuperar los movimientos de la mano24. Se han implantado hasta 12 electrodos musculares para activar diversas tareas manuales. Una versión de investigación intentó reemplazar varios electrodos musculares con un único electrodo neural de 4 contactos25. Durante una prueba aguda intraoperatoria dentro de una cirugía programada, los resultados sobre la selectividad permanecieron limitados, debido al enfoque adoptado que se basó en una exploración monopolar de los diferentes contactos de los electrodos. El mismo equipo probó en 2 pacientes el uso de electrodos epineurales para activar un mayor número de movimientos en todo el miembro superior. De hecho, se agregaron 6 electrodos epineurales a los electrodos intramusculares (14 en el paciente 1 y 15 en el paciente 2), lo que generó una configuración muy engorrosa con 2 generadores de impulsos implantados26. Sin embargo, probaron más un paradigma de corriente de dirección simplificado con el electrodo epineural y mostraron estabilidad y una mayor selectividad en comparación con la estimulación intramuscular27.

Un paso más allá sería activar grupos musculares a través de un número limitado de electrodos epineurales. La estimulación neural multicontacto selectiva tiene la ventaja de activar un gran número de músculos a través de un número limitado de electrodos, mientras que requiere mucha menos energía que la estimulación epimisial o intramuscular y, con mucho, en comparación con la estimulación superficial.

Los ensayos en humanos ya han demostrado la viabilidad de este enfoque para restaurar los movimientos de la mano25,28 pero, dado que combina la estimulación neuromuscular multisitio, es muy complejo de configurar y, por lo tanto, no es más ventajoso que el sistema FreeHand original. La eficacia limitada de la estimulación nerviosa se debe tanto a la selectividad limitada del electrodo utilizado como a la simplicidad del paradigma de estimulación: cuatro contactos con una referencia global alejada del electrodo, con solo uno de los cuatro contactos que se utiliza durante la estimulación. Se han utilizado con éxito electrodos de contacto múltiple más complejos en la extremidad superior humana, a saber, los electrodos FINE29,30 y TIME31,32. Muy recientemente, se obtuvieron movimientos finos de la mano en primates con electrodos TIME, lo que lleva a una alternativa prometedora que aún no se ha probado en humanos33. Sin embargo, los paradigmas de estimulación permanecieron limitados a la estimulación de tipo bipolar en la que se utilizó un solo contacto activo hacia un terreno global.

En estudios teóricos y preclínicos previos34, hemos demostrado que distribuciones de corriente complejas optimizadas sobre polos de electrodos epineurales multicontacto conducen a una mayor selectividad dentro de los nervios objetivo. Por lo tanto, hemos aplicado con éxito este enfoque al antebrazo humano en ensayos35 durante los cuales realizamos sesiones intraoperatorias estimulando el nervio mediano o radial en ocho sujetos con tetraplejía durante cirugías programadas. Demostramos que era posible obtener contracciones musculares aisladas para flexores o extensores (dedos, muñeca, pulgar) en la mayoría de los sujetos. También obtuvimos movimientos compuestos que podrían usarse para producir agarres clave, de gancho y palmares. Sin embargo, los pacientes estaban bajo anestesia general y solo se evaluó un nervio en cada cirugía. Además, el escaneo de las intensidades se limitó a valores predefinidos con un paso grueso para limitar el tiempo necesario. Impidió una exploración fina de los parámetros de estimulación.

El presente trabajo va un paso más allá a través de un ensayo clínico a corto plazo: en 2 participantes con tetraplejía completa, mostramos por primera vez que con solo 2 manguitos de electrodos epineurales multicontacto asociados con una interfaz de control de usuario intuitiva, los participantes pudieron activar de forma autónoma un agarre funcional. Estos resultados preliminares son tanto más alentadores cuanto que el rendimiento se obtuvo en aproximadamente 3 semanas.

Ambos participantes tenían tetraplejía C4 AIS A completa. Se envolvieron dos electrodos epineurales autoajustables multicontacto (CorTeC Gmbh, Freiburg, Alemania) alrededor de los nervios objetivo por encima del codo durante una cirugía bajo anestesia general. Los electrodos constaban de 2 anillos exteriores y un anillo central compuesto por contactos igualmente espaciados (consulte la sección "Materiales"). Dependiendo del diámetro del electrodo, están disponibles hasta 6 (nervio radial) o 9 (diámetro medio) contactos centrales. Los diámetros de los electrodos son autodimensionables, de modo que dependiendo del diámetro real del nervio, el arrollamiento es más o menos grande. Dado el diámetro de los nervios, el número de contactos útiles finalmente se limitó a 8 para el nervio mediano y 6 para el nervio radial para ambos pacientes. Este diseño original y personalizado del electrodo se basa en nuestros estudios preclínicos y de simulación previos34,36.

Cada participante siguió 3 sesiones experimentales por semana, durante 28 días. La primera sesión se dedicó a la configuración de electrodos y el ajuste de los parámetros de estimulación, la segunda sesión se dedicó al ajuste de la interfaz de usuario y la última sesión se centró en las pruebas funcionales de la configuración optimizada. Los movimientos buscados para el agarre fueron el agarre de llave, el agarre palmar con el pulgar y la apertura de la mano. En cuanto a las configuraciones selectivas utilizadas, probamos 3 distribuciones de corriente diferentes: (1) Configuración Tripolar Longitudinal (TLR) compuesta por un contacto central como cátodo y los dos anillos como ánodos, (2) Corriente Directriz (STR) para la cual se utilizó un tercer ánodo utilizado en el lado opuesto al cátodo seleccionado, (3) Tripolar transversal (TTR) para el cual se agregaron 2 ánodos al TLR en cada lado del cátodo seleccionado. Estudios previos35,36 demostraron que el área focal de la activación debajo del cátodo es la más grande con TLR y la más pequeña con TTR. STR proporciona un enfoque intermedio. La sección Material complementario "Configuraciones de electrodos" proporciona el procedimiento detallado.

La búsqueda de selectividad consiste en explorar las respuestas de los músculos a los movimientos obtenidos cambiando el contacto catódico y la configuración. Esta búsqueda se completa con una evaluación realizada con EMG de superficie. En efecto, se obtienen curvas de reclutamiento variando la intensidad en condiciones isométricas; las ondas M resultantes nos permiten cuantificar objetivamente estas respuestas. El nervio mediano inerva predominantemente los músculos flexores del antebrazo y la mano. Se colocaron electrodos EMG de superficie en: el flexor carpi radialis (FCR) responsable de la flexión de la muñeca, el pronador redondo (PT) responsable de la pronación del antebrazo y la muñeca, el flexor digitorum superficialis (FDS) responsable del dedo (excepto el pulgar ), el flexor pollicis longus (FPL) responsable de la flexión del pulgar y el abductor pollicis brevis (APB) responsable de la abducción del pulgar. El nervio radial proporciona inervación motora a los músculos del brazo y el antebrazo que en su mayoría son extensores. Se colocaron electrodos EMG de superficie en: el extensor carpi radialis (ECR) responsable de la extensión de la muñeca, el extensor pollicis longus (EPL) responsable de la extensión del pulgar y el extensor digitorum communis (EDC) responsable de la extensión de los dedos.

Teniendo en cuenta el amplio conjunto de posibilidades (para el nervio mediano, 8 contactos para 3 configuraciones darían lugar a 24 sesiones variando la intensidad, el ancho del pulso y, finalmente, la frecuencia), fue necesario clasificar las configuraciones para seleccionar la más adecuada. para cada movimiento deseado. Había dos opciones: (i) usar intensidades de corriente bajas para activar contracciones musculares aisladas pero con una fuerza limitada y combinar estas activaciones individuales, (ii) seleccionar las configuraciones que inducen activaciones musculares sinérgicas que producen movimientos funcionales globales. A pesar de que el primer enfoque se imaginó por primera vez, el segundo era la única forma factible de lograr configuraciones óptimas. Para los movimientos de agarre, intentamos favorecer las contracciones FDS/FPL/APB, para evitar la flexión/pronación de la muñeca, por lo que se seleccionó un subgrupo relevante de contactos utilizando exploraciones de configuración TLR solo con un ancho de pulso fijo (150 µs) y una frecuencia fija ( 24 Hz). Esta búsqueda se realizó una vez al día durante 3 días la primera y segunda semana. Luego se estudió el refinamiento con STR y luego TTR con este subgrupo para obtener aún más contracciones más fuertes de los 3 músculos objetivo mientras se limitaban las contracciones de PT (sección "Configuración del electrodo" del material complementario). Se utilizó el mismo abordaje para el nervio radial. Luego, se fijaron las configuraciones utilizadas y solo se ajustó la intensidad en caso de ser necesario.

Esta búsqueda semiempírica, basada en los resultados reales de la estimulación, finalizó la selección de las configuraciones y su corriente asociada que indujo el mejor agarre funcional de tecla o agarre palmar con la fuerza más alta y la flexión/pronación de muñeca más baja que luego se evaluó . De cada paciente, las configuraciones seleccionadas que generaron el movimiento funcional deseado fueron las siguientes:

Participante P1 para el agarre palmar inducido por TLR1 del nervio mediano sin PT y un FCR débil. TLR7 indujo un agarre clave sin FCR y un PT débil. Para el nervio radial, TLR2 indujo las contracciones de todos los músculos para una apertura completa de la mano con la extensión de la muñeca.

Participante P2 para el agarre palmar inducido por TLR1 del nervio mediano, agarre de tecla inducido por STR5. Para el nervio radial, STR2 indujo una apertura completa de la mano con extensión de la muñeca.

Con base en las curvas de reclutamiento normalizadas detalladas obtenidas durante la última semana de seguimiento de los participantes, calculamos el índice de orden de reclutamiento (IRO, consulte la sección "Métodos") que representa el orden de reclutamiento entre los músculos monitoreados combinado con la amplitud de la intensidad necesaria alcanzar un determinado umbral para cada uno (0,1 y 0,7)34,37. Este índice es relativo a la configuración de los electrodos y el umbral objetivo que conduce a 12 cifras por paciente (Fig. 1). Para cada configuración (TLR, STR, TTR), el IRO varía de 0 (umbral no alcanzado) a 1 (umbral alcanzado con la intensidad de corriente más baja). Se computó para las respuestas del nervio mediano y radial.

IRO de los músculos para las 3 configuraciones (TLR, STR, TTR) y para 2 niveles de reclutamiento (0.1 y 0.7). De arriba a abajo: nervio mediano P1, P2—nervio radial P1, P2—valores Imin. Cada vértice de un polígono coloreado corresponde a los valores IRO para el cátodo seleccionado del músculo considerado. Cuanto menor sea la superficie del polígono, mayor será la corriente necesaria para obtener un nivel de reclutamiento de 0,1 resp. 0.7 es. Un vértice en el borde del círculo significa que se necesita Imin, la amplitud de corriente mínima para esta configuración, para obtener el nivel de reclutamiento dado, mientras que un vértice vinculado al centro significa que no se puede obtener el nivel de reclutamiento. En el medio, a lo largo de un radio, se puede ver de borde a centro la secuencia de activación con intensidades crecientes para un nivel dado de reclutamiento.

El diagrama IROs da información, para una configuración de electrodos considerada, sobre la selectividad y la secuencia sinérgica de activación de los diferentes músculos. El nivel de reclutamiento de 0,1 apunta a una contracción débil mientras que el nivel de reclutamiento de 0,7 apunta a una fuerte contracción funcional37. Los resultados exhiben las siguientes declaraciones:

TLR => STR => TTR diferencias: los diagramas confirman que la selectividad aumenta de TLR a TTR (menos superposición de polígonos). Además, como se demostró en las simulaciones, las intensidades (Imin) son más altas con TTR (Fig. 4 complementaria, Fig. 1). Dentro de un cátodo seleccionado, el incremento de intensidad para activar un músculo adicional aumenta, lo que significa que TTR (resp. TLR) brinda la discriminación más alta (resp. la más baja) entre las activaciones del músculo (Fig. 7 complementaria). Se debe a una menor extensión del área del nervio activado en regiones más profundas cuando aumenta la intensidad al utilizar configuraciones más selectivas36.

Primer músculo activado: es posible una estimulación selectiva de un subgrupo de músculos con una distribución consistente sobre los contactos. Por ejemplo, para un nivel de reclutamiento y TLR de 0,7, un músculo dado se activa predominantemente por un conjunto de contactos adyacentes:

Para el nervio mediano, para P1, FDS (contactos 1–2) PT (contacto 4), APB (contactos 5–6) FPL (contactos 7–8)

Para el nervio radial para P1 EPL (contacto 3), contactos ECR (5–6)

Para el nervio mediano para P2 FDS (contactos 7–8-1), APB (contactos 3–4-5)

Para el nervio radial para P2 EDC (contactos 5) EPL (contactos 6)

Para la mediana, permite seleccionar diferentes secuencias de flexiones y, por lo tanto, tipos de agarre, al tiempo que limita los movimientos no deseados, como la flexión de la muñeca y la pronación. Para el nervio radial, los resultados son menos selectivos, aunque es interesante notar que para P1 se podría obtener una extensión pura de la muñeca usando el contacto 5 o 6. Sin embargo, las secuencias de activación de los músculos subsiguientes difieren y permiten diferentes tipos de movimientos. apertura sin necesidad de activaciones musculares individuales precisas. Las secuencias de activaciones se pueden ver en la Fig. 1 para un contacto dado en una configuración dada desde la periferia (el primer músculo activado) hasta el centro (el último músculo activado). Comparando con los resultados obtenidos empíricamente para el nervio mediano, podemos tener unas secuencias detalladas:

Participante P1: TLR1 (orden de reclutamiento FDS > FPL > APB > FCR > PT a 0,1 FDS > FPL a 0,7). TLR7 (orden de reclutamiento FPL > FDS > PT > APB > FCR a 0,1 FPL > APB a 0,7), lo que confirma aún más la contracción débil de PT en ambos casos y en niveles de reclutamiento bajos y altos.

Participante P2: TLR1 (orden de reclutamiento FDS > FCR > FPL > APB a 0,1 FDS a 0,7), STR5 (orden de reclutamiento FCR > APB > FDS > FPL a 0,1 APB > FCR > FPL a 0,7).

De este modo, la selección del cátodo permite elegir el orden de la secuencia de músculos activados ligada a la proximidad entre el cátodo seleccionado y el fascículo correspondiente al grupo de músculos (Figuras complementarias 5, 7). La figura 1 (valores de Imin) muestra que el participante P1, para ambos nervios y todas las configuraciones, tiene variaciones de valores de Imin más pequeñas para llegar a 0,1 y luego a 0,7 que el participante P2. Además, para un nivel objetivo de reclutamiento (0.1 o 0.7), los valores de Imin se asocian consistentemente al mismo par de contacto interno-músculo (excepto dos IRO de TLR para P2, Fig. 1): P1-mediana (0.1 => 7/FPL , 0,7 => 4/PT), P2-mediana (0,1 => 1/FDS, 0,7 => 5/APB), P1-radial (0,1 => 2/ECR, 0,7 => 3/EPL), P2-radial (0,1 => 2/ECR, 0,7 => 3/ECR). Finalmente, los valores de Imin son más bajos para el nervio radial.

La Tabla 1 muestra que el nivel de las contracciones musculares individuales depende en gran medida del paciente y de la selectividad neural. De hecho, para obtener un movimiento eficiente y funcional, las condiciones biomecánicas (fuerza muscular, rigidez articular, posición de reposo) conducen a sintonizaciones de estimulación muy diferentes que no pueden establecerse a priori sobre consideraciones biomecánicas generales de la mano.

Las curvas de reclutamiento presentadas en la Fig. 2 conducen a varias observaciones interesantes. El orden de reclutamiento depende de la intensidad, por lo que el reclutamiento secuencial basado en un umbral arbitrario (0,1) es solo indicativo. Por ejemplo, para P2 en el nervio mediano, los niveles relativos de reclutamiento entre los músculos cambian mientras que la intensidad aumenta, lo que lleva a un orden de reclutamiento diferente: para STR5, FCR es el primer músculo reclutado pero APB eleva la meseta más alta (0.81) . Significa que una selección objetiva de las configuraciones y los contactos basada únicamente en las curvas de reclutamiento es casi imposible ya que no se puede establecer una relación única entre un resultado deseado y una configuración/contacto/nivel de reclutamiento.

Curvas de reclutamiento de las 3 configuraciones seleccionadas evocando movimientos funcionales: Participante P1: TLR2 para apertura de mano (nervio radial), TLR1 para agarre palmar, TLR7 para agarre clave (nervio mediano). Participante P2: STR2 para apertura de mano (nervio radial), TLR1 para agarre palmar, STR5 para agarre de llave (nervio mediano). Las áreas verdes muestran los rangos de ajustes de intensidad utilizables que permiten modular la fuerza manteniendo una sinergia muscular similar.

Como se explicó anteriormente, las curvas de reclutamiento no son suficientes para describir los resultados funcionales. De hecho, la función de agarre sólo tiene sentido en relación con el objeto manipulado. Es la interacción entre la mano y el objeto lo que permite objetivar la función de prensión. Así, la extensión de los dedos y la muñeca debe adaptarse al volumen del objeto a agarrar y la flexión de los dedos y la muñeca debe adaptarse al volumen y peso del objeto para permitir agarrarlo y moverlo.

La grabación de video y los datos cinemáticos adquiridos con Leap Motion correspondientes a las configuraciones de estimulación seleccionadas se procesaron y sintetizaron en las Figs. 3 y 4 para ilustrar los movimientos obtenidos. Las configuraciones e intensidades seleccionadas proporcionaron una apertura eficiente y amplia de la mano que permitió al paciente acercarse a los objetos antes de agarrarlos y finalmente soltarlos. La calidad del movimiento de apertura se puede evaluar por el hecho de que los dedos y el pulgar se extienden lo suficiente como para acercarse y rodear un objeto como una lata de 70 mm de diámetro. Dependiendo del tamaño del objeto, la amplitud de la extensión se puede ajustar aumentando la intensidad de la corriente. En los ejemplos elegidos (Fig. 3), el participante P1 usaba una muñequera y una férula para el pulgar, mientras que el participante P2 solo usaba una férula para el pulgar. La muñequera mantuvo la muñeca en una posición adecuada, es decir, en dorsiflexión, mientras activaba los flexores de los dedos (fig. 3).

Datos cinemáticos de apertura de la mano. Izquierda: participante P1: estimulación del nervio radial TLR2 (muñequera + férula para pulgar). Derecha: participante P2: estimulación del nervio radial STR2 (férula para el pulgar). Instantáneas de video y reconstrucción de posturas basadas en datos de Leap Motion. Los diagramas representan las excursiones de los 5 ángulos.

Datos cinemáticos de agarre palmar con pulgar y agarre de llave. Arriba: Participante P1 (Izquierda: Configuración TLR1, Derecha: Configuración TLR7). Medio: Participante P2 (Izquierda: Configuración TLR1, Derecha: Configuración STR5). Instantáneas de video y reconstrucción de posturas basadas en datos de Leap Motion. Los diagramas representan las excursiones de los 5 ángulos. Abajo: Fuerzas normales registradas para Palmar (lata instrumentada) y Key grip (tableta instrumentada) para P1 y P2, 3 intentos por condición.

Los movimientos de agarre fueron evaluados por los datos proporcionados por el dispositivo Leap Motion y los videos correspondientes. Debemos destacar la importancia de la postura inicial: dependiendo de los ángulos articulares iniciales, la aplicación de un patrón de estimulación conduce a una postura final diferente. Por lo tanto, hemos equipado a los participantes con una muñequera para comenzar desde una postura neutral de descanso para la muñeca. En la figura 4 se describen las dos principales posturas de agarre obtenidas con los dos participantes. El llamado agarre palmar con el pulgar corresponde a una flexión de los dedos con el pulgar sobre los dedos. En el agarre clave, la pulpa del pulgar se aplica al borde radial del dedo índice en la segunda falange. En las pruebas funcionales con manipulación de un objeto, el cierre de la mano fue precedido por una apertura de la mano y un objeto restringió las trayectorias de los dedos.

La calidad del agarre es difícil de predecir sin la interacción con los objetos. Por lo tanto, la evaluación se completó con objetos instrumentados que permitieron estimar las fuerzas de contacto ejercidas por los dedos. Se instrumentó una barra (de grosor similar a una barra de chocolate) para el agarre de llave y una lata (de tamaño similar a una lata de refresco) para el agarre palmar (ver sección "Método"). Las fuerzas inducidas por la estimulación fueron suficientes para mantener el objeto firme en el tiempo. Las fuerzas se calculan en 3 ensayos promediados.

La Tabla 2 muestra que la cinemática sin objeto es muy difícil de interpretar ya que se obtienen posiciones similares para un paciente dado, excepto que el dedo meñique no se supone que debe estar activado (pero está restringido mecánicamente) y el pulgar que muestra una mayor flexión para el agarre clave sobre el agarre palmar. . En cuanto al nivel de reclutamiento, el reclutamiento FDS es mayor para el agarre palmar mientras que el reclutamiento FPL es mayor para el agarre clave. El reclutamiento APB parece contraproducente en cuanto a la fuerza producida y no ligado al agarre obtenido.

Durante la prueba de 28 días, se logró una gran cantidad de tareas de agarre con diferentes objetos para evaluar los resultados funcionales. En la Fig. 5 hemos informado de las tareas más representativas que se realizaron, es decir, barra de chocolate (250 g), recoger y colocar, tenedor con ingesta de alimentos, bolígrafo con dibujo de líneas, manipulación de botellas de medio litro (500 g) y beber con pajita, Lata de 330 ml (330 g) manipulación. Para controlar el disparo de las 3 configuraciones de estimulación preprogramadas: (1) apertura de la mano (aproximación o liberación de un objeto), (2) agarre digito palmar con el pulgar, (3) agarre de llave, según la máquina de estados descrita ("Material y Métodos"), el participante P1 usó la contracción voluntaria de los músculos platisma y trapecio superior, el participante P2 usó dos botones occipitales.

Instantáneas de vídeo que ilustran diferentes actuaciones de agarre. Izquierda: participante P1. Derecha: participante P2.

Los resultados muestran que las configuraciones interindividuales son completamente diferentes a pesar de que los rangos de los valores permanecen en el mismo orden de magnitud. Significa que la tecnología puede tener especificaciones genéricas pero necesita ser personalizada: el contacto seleccionado, la configuración y los rangos de intensidad utilizados reflejan esta variabilidad. Los movimientos obtenidos también son bastante diferentes (posición de la muñeca, fuerza), debido a las condiciones biomecánicas de los participantes que son drásticamente diferentes, pero el resultado funcional es similar, lo que demuestra que las tareas funcionales son las evaluaciones finales, por lo que es importante considerarlas.

Por el contrario, las variabilidades intraindividuales son extraordinariamente bajas, lo que confirma aún más el interés de la tecnología implantada. Las configuraciones óptimas (TLR vs. STR vs. TTR) no cambiaron durante la primera fase de evaluación ciega y los ajustes de estimulación permanecieron idénticos a lo largo del tiempo: la frecuencia, el ancho del pulso nunca cambiaron y la intensidad se ajustó ligeramente en no más de un paso. hacia arriba o hacia abajo (± 20 µA). Esto significa que la configuración se mantuvo igual de una sesión a otra, mostrando una respuesta y selectividad estables de los músculos. Estos resultados se sustentan en mediciones y umbrales de impedancia altamente estables a lo largo del tiempo (Figuras complementarias 3, 4). Obtuvimos umbrales de intensidad de corriente muy bajos (nervio mediano P1 260 µA (± 62 µA), P2 184 µA (± 33 µA) y nervio radial P1 80 µA (± 0 µA), P2 100 µA (± 20 µA)) para el músculo activación (los umbrales más bajos obtenidos para cada músculo sobre todas las configuraciones). Los valores son similares a los umbrales reportados en la literatura25,27 pero inferiores a los obtenidos en nuestro propio ensayo clínico previo35. Además, observamos solo pequeñas variaciones en estos umbrales durante los 28 días de seguimiento (no más de un paso de corriente, es decir, 20 µA). Además, los ajustes para las 6 configuraciones funcionales descritas en las Figs. 3 y 4 fueron seguidos y mostraron una afinación estabilizada durante la última semana del ensayo clínico (Fig. 5 complementaria). Habíamos congelado las características del estimulador para ajustarnos a los valores informados de última generación, lo que nos obligó a usar un paso de intensidad demasiado alto (20 µA) que nos impidió obtener configuraciones más precisas y curvas de reclutamiento más suaves. Esto fue parcialmente compensado por la modulación de ancho de pulso, pero una resolución más alta beneficiaría futuras pruebas. Mientras se retiraban los electrodos, no se detectó fibrosis entre los contactos de los electrodos y los tejidos nerviosos38, y el electrodo epineural autoadaptable rodeó el nervio de manera suave e íntima. Un tejido fibrótico delgado encapsuló todo el electrodo aumentando la adherencia mecánica al nervio sin estresar los tejidos. Puede explicar esta alta estabilidad.

La primera contribución es que logramos, por primera vez, generar repetidamente 3 movimientos funcionales de la mano durante los 28 días de implantación con solo 2 electrodos de manguito multicontacto epineural. Validamos el concepto que habíamos estudiado principalmente a través de simulaciones y optimización teórica seguida de un diseño original tanto de los electrodos como del estimulador. De hecho, se implantaron dos manguitos de electrodos epineurales de contacto múltiple alrededor de los nervios radial y mediano de dos participantes con lesión espinal C4 completa. Los electrodos estuvieron colocados durante 28 días durante los cuales los participantes participaron en varias sesiones para sintonizar los parámetros de configuración de estimulación, ajustar la interfaz de pilotaje y realizar pruebas funcionales38. Ambos participantes fueron capaces de desencadenar 3 movimientos mediante sus propias acciones voluntarias (activando contracciones musculares o botones occipitales)38: apertura de manos, agarre de llave y agarre palmar. Diferentes objetos fueron incautados y manipulados por los participantes. El torque producido para ambos agarres es lo suficientemente alto (> 4 N) para que la mayoría de las actividades diarias se puedan realizar con seguridad12.

La segunda contribución importante a la generación de movimientos fue mostrar, a través de la búsqueda de sinergias musculares, es decir, la activación de varios músculos a diferentes niveles con un solo pulso, una forma muy eficiente y nueva de sintonizar una neuroprótesis de este tipo en comparación con la sintonización muscular clásica. por músculo. De hecho, escanear configuraciones es equivalente a buscar la búsqueda de movimientos sinérgicos como mediana, resp. nervio radial, inervan esencialmente músculos sinérgicos. La búsqueda de una activación muscular individual altamente selectiva que debería combinarse aún más para proporcionar movimientos funcionales parecía ser mucho más compleja y menos eficiente.

Sin embargo, también aparecieron algunas limitaciones. En primer lugar, se sabe que la EMG de superficie incluye diafonía entre los músculos. Nuestro método permite extraer ondas M separadas (ver Material complementario y William et al.39) pero necesita confirmación adicional; sin embargo, la coincidencia entre las ondas M ordenadas y la contracción muscular individual se evaluó mediante la consistencia entre el reclutamiento, la ubicación del electrodo EMG sobre los músculos específicos y la inspección visual de los movimientos inducidos. La EMG con cable, o EMG de alta densidad como método no invasivo, podría utilizarse para consolidar nuestro enfoque en un trabajo futuro40. En cuanto a las curvas de reclutamiento, debe confirmarse además que son estables en el tiempo. Los registramos solo una vez al final del protocolo para evaluar el vínculo entre las configuraciones elegidas y los reclutamientos, pero la estabilidad de las configuraciones se verificó solo a través de umbrales, impedancias y configuraciones de intensidad (ver Material complementario).

Una segunda limitación se refiere a los movimientos obtenidos que fueron insuficientes para proporcionar un agarre estable con un objeto sin usar una muñequera. Esto se debe a que es necesaria una extensión de la muñeca mientras se realiza la función de agarre para asegurar y proporcionar un movimiento funcional fiable. La posición de la muñeca cambia drásticamente los pares resultantes generados por una corriente de estimulación constante. Esto se debe a la compleja biomecánica de la mano junto con las propiedades de los músculos, en particular la relación fuerza-longitud. Además, como en todos los demás enfoques basados en FES para restaurar el agarre, utilizamos estimulación de bucle abierto que hace que la sintonización para obtener un agarre efectivo sea muy desafiante, ya que depende de la postura de la mano y la muñeca. Resolvimos estos problemas con una muñequera para permitir una postura de descanso neutral de la mano que facilita el ajuste de los parámetros de estimulación. Por lo tanto, la órtesis bloquea la flexión de la muñeca para que las flexiones de los dedos y el pulgar sean fiables y, lo que es más importante, reproducibles. En ausencia del aparato ortopédico, la flexión de los dedos puede inducir la flexión de la muñeca que disminuye aún más la eficacia del agarre. Sin embargo, nuestro enfoque permite una combinación de una extensión pura de la muñeca a través de la estimulación selectiva del nervio radial junto con la estimulación del nervio mediano para estabilizar la muñeca mediante la contracción conjunta sin necesidad de una férula. Las pruebas preliminares de esta manera con P1 fueron alentadoras con una co-contracción exitosa de la extensión de la muñeca y la flexión de los dedos (sección Material complementario "Manejo avanzado de la postura con co-contracción"). Sin embargo, en este estudio decidimos centrarnos en la reproducibilidad de los movimientos evocados durante 28 días en lugar de explorar nuevas combinaciones de estimulación: el dispositivo desarrollado logró el objetivo de proporcionar una mano autónoma que abre, agarra y suelta objetos cotidianos en menos de 3 semanas. de ajustes, adaptaciones y rehabilitación.

Otra lección importante aprendida en este estudio se refiere a los movimientos de pronación-supinación. No intentamos controlar estos movimientos, que se consideraban indeseables. En este caso, se utiliza la selectividad para evitar la activación del PT. Estos movimientos dependen no solo de la activación muscular sino también de la rigidez de la articulación de la muñeca. Este fue específicamente el caso del participante P2. A pesar de nuestros intentos de controlar la pronación mediante aparatos ortopédicos, finalmente decidimos adaptar los objetos para permitir un acercamiento y agarre de objetos tipo lata (Fig. 6). Esta es una práctica habitual de los terapeutas ocupacionales que adaptan objetos cotidianos a las capacidades motoras de los pacientes. En este caso hemos conseguido proponer un agarre funcional mediante un accesorio (mango impreso en 3D) que permite un agarre a 90°. La solución es simple y eficaz y plantea la cuestión del equilibrio entre el uso de paradigmas de estimulación complejos y el uso de herramientas adaptativas o incluso ortesis pasivas ligeras. Por supuesto, el agarrar/soltar objetos en sí permanece bajo el control exclusivo de la FES ya que es un movimiento activo.

Descripción de la instalación. Se desarrolló una plataforma experimental para controlar la estimulación entregada a 2 electrodos neurales epineurales implantados alrededor de los nervios mediano y radial. Se registraron la electromiografía evocada, el video, la cinemática del movimiento evocado y las fuerzas de agarre. Los participantes utilizaron contracciones musculares voluntarias o botones occipitales para activar diferentes configuraciones de estimulación.

Otra limitación de este protocolo es que se utilizaron paradigmas de estimulación de todo o nada sin la capacidad de modular la estimulación durante la ejecución. Para la apertura de la mano, no parece necesario ir más allá en la complejidad para el acercamiento o la liberación de objetos. Por el contrario, para el agarre, un cierre progresivo de los dedos alrededor del objeto podría ayudar al paciente a obtener un agarre más fiable al evitar el uso de una fuerte contracción inmediata que podría conducir a una posición incorrecta de los dedos alrededor del objeto.

Los procedimientos de ajuste de los parámetros de estimulación se basaron en un enfoque mixto. Los estudios de simulación dieron un conjunto reducido de configuraciones selectivas relevantes (TLR, STR, TTR) que permiten estudiar la selectividad. El primer escaneo sistemático de todos los contactos internos (como cátodo), con y sin sostener un objeto, fue posible en un tiempo limitado ya que solo era necesario ajustar la intensidad. La evaluación de la selectividad (qué músculo se activa solo en qué rango) y las sinergias se simplificaron mucho. Entre el subconjunto de contactos internos que utilizan configuraciones TLR que brindan movimientos funcionales, la búsqueda guiada continuó probando configuraciones más selectivas (STR y luego TTR). Por ejemplo, logramos aumentar la selectividad de tal manera que el movimiento no deseado, es decir, la flexión o la pronación de la muñeca, se limitaba aún más mientras se mantenían las activaciones sinérgicas deseadas. Finalmente mostró que las configuraciones altamente selectivas no eran las mejores (TTR) confirmando que las sinergias (obtenidas con TLR eventualmente STR) son mejores que la activación muscular aislada que combinada. Esta es una gran ventaja de nuestro enfoque frente a la estimulación epimisial/intramuscular para la que se deben encontrar sinergias a través de múltiples activaciones musculares y configuraciones actuales. Eventualmente, el hecho de que las sinergias obtenidas difieran según el contacto interno utilizado confirma que existe una fascicularización funcional en el miembro superior del ser humano, como se sugirió anteriormente41,42,43, y puede ser aprovechada.

Sin embargo, nuestra limitación del abordaje guiado se refiere al uso de las curvas de reclutamiento. Fueron sesiones largas pero necesarias para evaluar la lógica de reclutamiento, es decir, una activación progresiva y selectiva de grupos de músculos con un orden de reclutamiento similar en un contacto interior específico cualquiera que sea la configuración (TLR, STR, TTR). Las configuraciones más selectivas permitieron transiciones más suaves, contracciones musculares más aisladas y órdenes de reclutamiento ligeramente diferentes para posiblemente aumentar la precisión de la afinación, pero aún no se obtiene un vínculo directo entre las curvas de reclutamiento y el resultado funcional, por lo que estas curvas no se pueden usar como un primer paso de afinación. El concepto de estimulación y sintonización selectiva debe revisarse en un contexto clínico para limitar la duración de las sesiones y acercarse a una sintonización objetiva y cuantificada. Estas curvas se pueden usar más bien para finalizar el ajuste a través del ajuste fino de la intensidad o posiblemente para cambiar de una configuración a otra que tenga un orden de reclutamiento similar (misma sinergia) pero no los mismos niveles de reclutamiento. No entramos en este paso porque habría necesitado más sesiones. Para ello, deben mejorarse tanto los procedimientos de exploración como las herramientas de evaluación. Claramente, un agarre eficiente no puede obtenerse automáticamente. El hecho de que la complejidad de la biomecánica de la mano, la forma y el peso del objeto a agarrar tengan una fuerte influencia en la calidad del agarre hace imposible hacer predicciones a partir de curvas de reclutamiento, o incluso de un movimiento completo sin ningún objeto. Una herramienta para cuantificar objetivamente el agarre mientras se escanea la configuración es primordial. No hay solución hasta la fecha y se considerará como un tema central para los próximos juicios.

En conjunto, el abordaje mínimamente invasivo que proponemos se adapta bien a la transferencia clínica, ya que la cirugía es limitada en comparación con los abordajes epimisiales, muy estable y energéticamente eficiente y, por lo tanto, fácil de usar en el día a día en comparación con los abordajes de estimulación externa con una guía empírica guiada eficiente. buscar.

Otras mejoras se refieren a la extensión de la flexión del codo que podría abordarse mediante una estimulación radial más proximal o la estimulación del nervio musculocutáneo. Extendería el grupo elegible de pacientes con todavía como máximo 3 electrodos de manguito neural. Sin embargo, el desafío de la selectividad sería mayor para obtener movimientos de codo puros y debería probarse. Además, el control por parte del paciente es de naturaleza diferente ya que se trata del acercamiento del objeto y no del agarre en sí. Los abordajes combinados con cirugía funcional también pueden ser una solución, en particular para la recuperación de la flexión del codo8. Se necesitan más investigaciones para mantener la solución simple con la complejidad oculta de la tecnología y las interfaces más ricas44,45.

Este ensayo clínico es una prueba de concepto de la capacidad de la estimulación neural selectiva para proporcionar movimientos de mano sinérgicos y funcionales. Además, confirma, por primera vez, que con solo 2 electrodos epineurales, los movimientos esenciales de la mano, es decir, apertura, agarre de llave y agarre palmar, se pueden obtener con configuraciones de estimulación confiables y reproducibles. Finalmente, contrariamente a la mayoría de los enfoques anteriores, demostramos además que una activación muscular sinérgica es más fácil de establecer en comparación con la configuración individual de cada contribución muscular. En lugar de utilizar la selectividad para aislar la contracción de cada músculo, permite seleccionar un conjunto de sinergias musculares.

Se incluyeron en el estudio dos participantes masculinos con una LME C4 AIS A traumática (Tabla complementaria 1). Los participantes dieron su consentimiento informado por escrito antes de participar de acuerdo con la Declaración de Helsinki. El protocolo fue aprobado por el Comité de Ética Francés (CPP Ouest IV Nantes, Francia, ID-RCB #2019-A00808-49) y la Agencia Francesa de Salud (ANSM). El estudio se registró en ClinicalTrials.gov (número de registro: NCT04306328 registrado por primera vez el 03/12/2020). Los pacientes dieron su consentimiento informado para publicar fotografías y videos adquiridos durante el protocolo e incluidos en el presente documento.

Los participantes se sometieron a un primer procedimiento quirúrgico para implantar los electrodos epineurales de los nervios mediano y radial ubicados por encima del codo. A los 28 días se explantaron los electrodos durante una segunda intervención quirúrgica. Durante 28 días los participantes fueron hospitalizados y fueron sometidos a 3 pruebas semanales de ajuste de patrones de estimulación, además de sesiones diarias de rehabilitación y pruebas clínicas. La duración de 28 días está por debajo del límite de 30 días que permite clasificar legalmente un ensayo clínico como ensayo a corto plazo (Anexo IX en línea, Sección 1, directiva de la UE 93/42). Un ensayo a largo plazo será el siguiente paso con un estimulador implantado y, por lo tanto, sin cables percutáneos. Los procedimientos quirúrgicos detallados y las puntuaciones clínicas se presentan en Azevedo et al.38.

La Figura 6 presenta la configuración utilizada para explorar y evaluar los movimientos funcionales obtenidos con todas las configuraciones probadas en ambos nervios. Las siguientes secciones detallan las diferentes partes de esta configuración.

Se utilizaron 2 manguitos de electrodos, ambos compuestos por 2 anillos externos y un número de contactos internos que depende del nervio objetivo: (i) se utilizó un electrodo epineural de 3–4,5 mm de diámetro (autoajustable), de 2 cm de longitud para el nervio radial (6 contactos internos, Cortec Gmbh, Friburgo, Alemania) y se utilizó un electrodo epineural de 4,5-6,75 mm de diámetro (autoajustable) y 2 cm de longitud para el nervio mediano (9 contactos internos, Cortec GmbH, Freiburg, Alemania). Los tamaños de los contactos internos del electrodo epineural son de 2,4 × 0,8 mm2, con un espacio de 2,4 mm entre dos contactos adyacentes (de centro a centro) y están hechos de una aleación de 90/10 Pt/Ir incrustada con silicona. La distancia entre cada anillo externo y cada contacto interno es de 0,8 mm (centro a centro).

La integridad de los electrodos se comprobó a lo largo de los 28 días mediante una medición de impedancia antes de cada sesión de trabajo, es decir, 12 veces. La impedancia se estimó por la relación entre el voltaje y la corriente al final de la fase catódica de una estimulación bipolar balanceada entre cada contacto y el anillo proximal. Los parámetros de estimulación se establecieron en 60 µA, 300 µs, 4 Hz, 5 pulsos. Se descartó el primer pulso y se promediaron los 4 restantes.

La arquitectura del estimulador se describe en46. Puede distribuir la corriente entre los 9 contactos internos en la mediana (respectivamente 6 en el radial) y los 2 anillos de cada electrodo con una relación entre 1/15 y 15/15 de la corriente total inyectada. Esto hace posible impulsar de forma independiente la amplitud de múltiples fuentes de corriente en sincronía para cada uno de los 8 u 11 contactos de cada electrodo epineural: esto proporciona una forma única e innovadora de dar forma a la corriente en 3D dentro del electrodo del manguito. Cada contacto se puede configurar además como ánodo o cátodo durante la fase activa del estímulo. La intensidad de la corriente (hasta 5 mA, resolución de 8 bits), el ancho de pulso (hasta 510 µs, paso de 2 µs) y la frecuencia (hasta 50 Hz) son configurables y el voltaje de cumplimiento es de 20 V. El estimulador sigue las instrucciones esenciales requisitos de seguridad relativos tanto al software integrado como al hardware. El estimulador estaba completamente aislado de la PC de control. La estimulación de la forma de onda fue bifásica, simétrica y de carga balanceada con un retraso de 100 µs entre la fase activa y la fase de recuperación47. Para evaluar la selectividad del electrodo multicontacto, seleccionamos hasta 3 configuraciones que comparamos con la configuración de anillo bipolar convencional (Tabla complementaria 2) en base a un estudio de simulación previo y validado en estudios preclínicos34,36. El escaneo de estimulación se inicia con el valor de umbral que induce una contracción visible con la configuración de anillo. Luego, se realiza un escaneo automático con pasos crecientes de 20 µA hasta obtener una meseta (registros EMG) o una contracción demasiado fuerte, momento en el que se detiene el procedimiento a pedido del médico. Las configuraciones e intensidades se incrementaron cada 1 s (0,5 s ON–0,5 s OFF) para limitar la fatiga.

El ancho de pulso y la frecuencia se fijaron en 24 Hz y 150 µs. Con 24 Hz comprobamos que no se inducía temblor muscular.

Se han propuesto 3 modalidades de mando a los participantes para controlar el desencadenamiento de la apertura de la mano y 2 agarres diferentes: (1) podían realizar diferentes movimientos con el hombro contralateral que eran capturados con sensores inerciales (IMU)44; (2) podían usar dos contracciones voluntarias de músculos diferentes, nuevamente desde el lado contralateral, que fueron capturadas por sensores de electromiografía (EMG); o (3) podrían presionar botones adjuntos al reposacabezas de la silla de ruedas con movimientos de cabeza. P1 optó por utilizar pequeñas contracciones voluntarias de los músculos platisma supralesional y trapecio superior (del lado contralateral de la mano estimulada) detectadas por EMG de superficie (Trigno™ Delsys, Natick, MA). Se rectificó el EMG y se filtró el paso bajo (Butterworth de paso bajo de 6 Hz, 4.º orden) para extraer la envolvente y se estableció un umbral para cada sensor EMG en cada músculo de modo que P1 pudiera activar claramente el comando cuando lo deseara, pero no por accidente cuando hablando o riendo por ejemplo. P2 usó el comando de la cabeza (2 botones) ya que no pudo contraer sus músculos de manera confiable para permitir el uso de la modalidad de detección de EMG. Además, el control de los movimientos contralaterales, aunque posible, inducía una rápida aparición de fatiga que hacía que el participante no seleccionara la modalidad IMU.

Se definió una máquina de estados finitos (FSM) para asociar los comandos del usuario (detección de transiciones de umbral EMG o presión de botones occipitales) a acciones que dependen del estado actual de FSM. Las acciones se asociaron con configuraciones de estimulación predefinidas. Una vez que se encendía el sistema, el primer comando del usuario recibido siempre se decodificaba para activar la configuración de estimulación de "mano abierta". Luego, los participantes podían elegir uno de los dos agarres preestablecidos (agarre de llave o agarre palmar). La siguiente acción siempre fue "mano abierta" nuevamente, independientemente del comando recibido. Finalmente, el siguiente comando, cualquiera que fuera, desactivaría la estimulación. El FSM se podía personalizar para que cada participante pudiera elegir qué comando activaría qué acción de estimulación.

La respuesta muscular a la electroestimulación se caracterizó mediante curvas de reclutamiento obtenidas a partir de registros EMG. Se prefirió la EMG de superficie a la EMG intramuscular para limitar el riesgo de infección y hematomas. Además, la mayor selectividad de los electrodos intramusculares se vio mitigada por el hecho de que la estimulación neural induce ondas M en un subconjunto limitado y conocido de músculos. Además, desarrollamos un posprocesamiento robusto capaz de reconstruir ondas M individuales39. Los EMG se registraron con una frecuencia de muestreo de 2222 Hz (Quattro™ Delsys, Natick, MA). Luego, los datos de EMG se filtran para eliminar la CC residual (paso alto, orden 1, frecuencia de corte de 1,5 Hz) y el ruido de alta frecuencia (paso bajo de Butterworth, orden 4, frecuencia de corte de 400 Hz). Los EMG se sincronizan con el estimulador de modo que, para cada estímulo, se registran los EMG evocados del compuesto resultante y luego se promedian para cada paso de intensidad. El período es de 42 ms con un inicio de 500 ms, por lo que se promedian unas 13 respuestas EMG evocadas para cada nivel de intensidad. Aunque cada sensor de EMG apuntaba a un solo músculo, casi todos los canales de EMG capturaban más de un músculo debido a la proximidad entre sí (Figura 9 complementaria). Para separar las contribuciones de los diferentes músculos, utilizamos la cancelación de la diafonía cuando un canal proporciona una única onda M seguida de un análisis de ondículas de Meyer debido a su contenido de frecuencia limitada, para extraer cada componente a través de la determinación de su expansión específica de tiempo-frecuencia que no se superpone39. . Las curvas de reclutamiento se calculan utilizando el valor RMS de esta área de frecuencia de tiempo para cada músculo identificado (consulte la sección Material complementario "Detalles de la curva de reclutamiento").

No se identificaron áreas de tiempo-frecuencia suficientemente no superpuestas para ECR, EPL, EDC del participante P1 (estimulación del nervio radial) para evitar la diafonía. Probablemente debido al hecho de que el paciente tenía un antebrazo delgado, los músculos estaban muy juntos. Las ondas M podrían grabarse en todos los canales pero con componentes de tiempo-frecuencia similares. En este caso complejo, desarrollamos un método original, fuera del alcance del presente trabajo. En resumen, nuestro enfoque consiste en buscar la mezcla de hasta 3 Potenciales de Acción sintéticos parametrizados modelados por curvas de tipo gaussiano por partes. Este poderoso método conduce a la separación limpia de ondas M pero con un tiempo de cálculo más exigente en comparación con el análisis de ondículas y una parametrización bastante compleja de los potenciales de acción sintéticos.

Las curvas de reclutamiento luego se normalizaron al EMG máximo evocado para cada músculo y cada paciente durante toda la sesión (todas las configuraciones, todas las intensidades). Para el paciente P2, el EMG de PT para las siguientes configuraciones: datos de anillo, TLR1, TLR3, TLR4, TLR5 y TLR6 se corrompieron y, por lo tanto, se descartó el seguimiento de PT para P2.

Eventualmente, el llamado Índice de orden de reclutamiento (IRO) se calcula de la siguiente manera: para una configuración dada (TLR, STR o TTR) y un nivel de reclutamiento dado (0.1 o 0.7):

Para cada músculo 'm' y para un contacto interno dado 'c' se determina la intensidad \(I_{m,c}\) necesaria para alcanzar el nivel dado de reclutamiento.

Para un contacto interno dado, las respuestas de los músculos se clasifican y ponderan \(W_{m,c}\). Este valor decrece linealmente desde 1 (para el músculo que llega primero al nivel de reclutamiento) a 0 si el músculo no alcanza el nivel de reclutamiento). Por ejemplo, si 3 músculos para un contacto dado alcanzan el nivel de reclutamiento entre 5 músculos \(W_{m,c} = \left[ {1, 0.8, 0.6, 0, 0} \right]\).

Para normalizar el valor dentro de una configuración dada, \(Imi{\text{n}} = \mathop {\min }\limits_{m, c} \left( {I_{m,c} } \right)\).

\(IRO_{m,conf,c}\) para cada músculo, cada contacto, cada configuración se calcula de la siguiente manera: \(IRO_{m,c} = W_{m,c} *Imin/I_{m,c }\). Por lo tanto, siempre se atribuye un valor de 1, para una configuración dada, al músculo para el cual el reclutamiento alcanza el nivel de reclutamiento dado con la intensidad más baja cualquiera que sea el contacto.

Luego, este cálculo se repite 2 nervios × 3 (configuraciones) × 2 (niveles de reclutamiento) × 2 (pacientes) veces representadas en la Fig. 1.

Se sincronizó una cámara de video y un Leap Motion Controller (Leap Motion, San Francisco, CA, EE. UU.) con el estimulador y el sistema Delsys. Leap Motion proporciona las posiciones y orientaciones 3D de los huesos y las articulaciones de la mano grabada. Los datos se procesan (Fig. 7) utilizando una ventana de tiempo de 1 s antes de que se active la estimulación (para obtener la posición promedio en reposo) y después de que se active la estimulación (para obtener la posición final promedio con el movimiento deseado). 180° describe un dedo completamente extendido mientras que 0° describe uno completamente flexionado.

Para cada dedo se calcula el ángulo entre el segmento metacarpiano (flecha amarilla) y el extremo de la última falange (flecha roja). Para el pulgar se toma en consideración la primera falange en lugar del segmento metacarpiano.

Se imprimieron dos objetos en 3D y se equiparon con sensores de resistencia de fuerza (FSR, Ohmite Manufacturing, Warrenville, IL, EE. UU.) para obtener una estimación de la fuerza aplicada por los dedos: (1) una lata de 125 g y 70 mm de diámetro equipada con 5 FSR02CE (tiras de 10 mm cortadas para encajar en la lata) ubicadas debajo de los 4 dedos y 1 FSR01CE (cuadrados de 40 × 40 mm) ubicada debajo del pulgar para condiciones de agarre palmar y (2) una tableta de 55 g de 15 mm de altura equipada en cada lado con un FSR01CE para la condición de empuñadura de llave. Los datos se registraron a través del sistema Delsys. Los sensores fueron calibrados con pesas (50, 100, 200, 500, 1000 g) antes de ser montados en los objetos. Las curvas obtenidas para cada tipo de sensor se aproximaron con polinomios de segundo orden (uno para FSR01CE y otro para FSR02CE). Estas relaciones se utilizaron para convertir las medidas en fuerzas. El examinador dirigió los dedos durante los movimientos para posicionarlos frente a los sensores.

El protocolo fue aprobado por el Comité de Ética Francés (CPP Ouest IV Nantes, Francia, ID-RCB #2019-A00808-49) y la Agencia Francesa de Salud (ANSM). El estudio se registró en ClinicalTrials.gov (Número de registro: NCT04306328 registrado por primera vez el 03/12/2020). Sigue la declaración de Helsinki. Se aplicó la Directiva de la UE 93/42 y se siguió la norma ISO 14155:2011 (buenas prácticas de ensayos clínicos).

Todos los datos analizados durante este estudio se incluyen en este artículo publicado y sus archivos de información complementaria. Los conjuntos de datos sin procesar generados durante el estudio actual no están disponibles públicamente debido a su estado clínico y su vínculo con un conjunto restringido de pacientes, pero están disponibles del autor correspondiente a pedido razonable.

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Agradecemos a ambos participantes, agradecemos a C. Hanser, R. Pfeifer y M. Schuettler por su apoyo técnico en CorTec. AP-HP fue el patrocinador del ensayo clínico y Sam Durand del soporte técnico para el procesamiento de datos de Leap Motion.

Región Occitania Subvención n.º 14352, EIT Health Subvención n.º 20682 AGILIS, Marie Curie Subvención n.º H2020-MSCA-IF-2019-899040.

CAMIN, INRIA, Universidad de Montpellier, Montpellier, Francia

Christine Azevedo Coste, Lucie William, Lucas Fonseca, Arthur Hiairrassary, Charles Fattal y David Guiraud

NEURINNOV, Montpellier, Francia

Arthur Hiairrassary, David Andreu & David Guiraud

Universidad de Montpellier, Montpellier, Francia

David Andreu

APHP, París/CHU Rennes, Rennes, Francia

antoine geffier

ORTHOSUD, Clínica Saint Jean, Saint-Jean-de-Vedas, Francia

jacques teissier

Centro Bouffard-Vercelli USSAP, Perpiñán, Francia

charles fattal

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CA, DG, CF diseñó el estudio. CA, DG, JT, CF, AG diseñaron el protocolo y coordinaron la presentación a la junta de revisión institucional local y las autoridades reguladoras nacionales, CA y DG participaron en las especificaciones de los electrodos, CF seleccionó y dio seguimiento a los pacientes. JT realizó las cirugías con la asistencia de AGDG y AH adquirió los datos intraoperatorios. LW, LF, CA y DG adquirieron datos, videos y fotografías durante el ensayo clínico. LF, AH y DA diseñaron el software. AH desarrolló la plataforma experimental. LW y DG posprocesaron, analizaron y representaron los datos de EMG. CA y AH postprocesaron, analizaron y representaron los datos cinemáticos. DG, CA y LW dibujaron diseñaron y dibujaron todas las figuras, y editaron las fotos y el video. Todos los autores revisaron y aprobaron el manuscrito final.

Correspondencia a Christine Azevedo Coste o David Guiraud.

David Guiraud y David Andreu son accionistas de la empresa NEURINNOV. No hay otro conflicto de interés.

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Vídeo complementario 1.

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Coste, CA, William, L., Fonseca, L. et al. Activación de movimientos funcionales efectivos de la mano en personas con tetraplejía completa a través de la estimulación neural. Informe científico 12, 16189 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-19906-x

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Recibido: 20 enero 2022

Aceptado: 06 septiembre 2022

Publicado: 06 octubre 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-19906-x

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