Effectiveness of diaphragmatic stimulation with single-channel electrodes in rabbits.

Every year, a large number of individuals become dependent on mechanical ventilation because of a loss of diaphragm function. The most common causes are cervical spinal trauma and neuromuscular diseases. We have developed an experimental model to evaluate the performance of electrical stimulation of the diaphragm in rabbits using single-channel electrodes implanted directly into the muscle. Various current intensities (10, 16, 20, and 26 mA) produced tidal volumes above the baseline value, showing that this model is effective for the study of diaphragm performance at different levels of electrical stimulation.

The diaphragm is the muscle that is responsible for the proper functioning of the respiratory system. Upper cervical spine injuries can cause quadriplegia and lead to loss of diaphragm function, resulting in dependency on positive pressure ventilation. Neuromuscular diseases such as amyotrophic lateral sclerosis also lead to progressive and cumulative impairment of diaphragm function, death being due to respiratory failure in most cases.( ) The worldwide prevalence of amyotrophic lateral sclerosis is 3-8 cases per 100,000 population, the annual incidence being 2/100,000 population. Half of all affected patients live for at least three years after diagnosis.( ) Approximately 20% live five years or more, and up to 10% survive for more than ten years.

Because this is a problem of general interest, there is a need for studies providing diaphragmatic stimulation methods and devices that can benefit this population.

The use of electrical currents in order to produce artificial ventilation has been described since the nineteenth century, generating nerve action potentials and direct contractions of the diaphragm and other respiratory muscles through different techniques.( - ) An animal study comparing phrenic nerve stimulation and intramuscular stimulation showed similar results in terms of transdiaphragmatic pressure generation and latency of nerve conduction velocity.( )

The first studies used cervical or thoracic phrenic nerve stimulation in order to trigger action potentials. That technique proved to be clinically effective but was found to have limitations and pose a risk of mechanical nerve injury.( , ) Technological evolution and development provided a major breakthrough in the development of diaphragmatic pacing through electrodes implanted directly into the muscle through laparotomy and, subsequently, laparoscopy.( , )

Full activation of the diaphragm is related to electrodes implanted into the diaphragm motor points, where phrenic nerve fibers ramify.( - ) The sites that are tested for motor points are chosen on the basis of anatomical landmarks on the abdominal surface of the diaphragm, and correct electrode placement is determined after diaphragm mapping and exploration, by observing the point at which muscle response to electrical stimulation is strongest.( - )

We have previously described a model of electrical stimulation of the diaphragm in rabbits. Using that model, we tested two types of electrodes: bipolar electrodes, with the two poles of the current generator in the same electrode; and monopolar electrodes, with only one pole, depolarization occurring between the hemidiaphragms, with no dispersive electrode. Through laparotomy, the electrodes were placed at the motor points of both hemidiaphragms. We found that both types of electrodes were able to stimulate the diaphragm with different current intensities, producing tidal volumes that were similar to physiological volumes.( )

The objective of the present study was to evaluate the performance of electrical stimulation of the diaphragm with single-channel electrodes implanted directly into the diaphragm in rabbits.

Seven healthy, female New Zealand rabbits weighing 2-3 kg were used. The animals were treated in accordance with the World Health Organization ethical code for animal experimentation. The study was approved by the Research Ethics Committee of the Hospital de Clínicas de Porto Alegre (Protocol no. 10,260). The animals received an intramuscular dose of ketamine, midazolam, and atropine, being subsequently shaved and submitted to peripheral venipuncture and orotracheal intubation. They were then placed on mechanical ventilation with a Nikkei ventilator (Takaoka Ind e Com Ltda., São Paulo, Brazil). Anesthesia was maintained with inhaled isoflurane. No neuromuscular blocking agents were used for anesthesia, because the myoneural junction had to remain functional.( ) After hemodynamic stabilization, the expiratory lung volume was measured at baseline for subsequent comparisons. An exploratory (longitudinal) laparotomy was performed for visualization of the diaphragm, followed by identification of the diaphragm motor points, into which the electrodes were implanted. The electrodes were implanted into both hemidiaphragms, and the wires were placed in the subcutaneous space of the abdominal wall (Figure 1). The animals were kept under observation for 15 days. After that period, the animals were intubated, mechanically ventilated, and anesthetized for electrical stimulation of the diaphragm at various current intensities (10, 16, 20, 26, and 32 mA), each being applied three times for ten respiratory cycles, with a 5-min recovery interval between each cycle. We obtained the mean values for each intensity, as previously described.( ) The means were analyzed by generalized estimating equations, being corrected by the Bonferroni method. To that end, the diaphragmatic electrode wires were connected to a Dualpex 961 Phrenics current generator (Quark Medical, São Paulo, Brazil), producing a depolarized current with a rectangular waveform, a symmetric alternating pulse, a frequency of 25 Hz (cycles/s), and a burst width of 0.07 ms. We evaluated the relationship between the volume of air exhaled and the current intensity applied using a flow sensor (Tracer 5; Intermed Ltda., São Paulo, Brazil) connected to the endotracheal tube. All measurements were performed with the animals in the supine position. All animals survived the procedure. However, one animal showed infection, an extensive area of fibrosis, and adhesions, which precluded the generation of an adequate tidal volume. The animal was therefore excluded from the study.

Figure 1

In A, electrodes implanted directly into the diaphragm (arrows). In B, the abdominal wall is closed, but the skin and subcutaneous tissue are open and the wires are exteriorized for diaphragmatic stimulation after an observation period of 15 days.

In our study sample, the mean expiratory volume at baseline was 14.97 ± 1.75 mL, showing a proportional relationship between expiratory volume and current intensity. When an electrical current of 10 mA was applied, the mean expiratory volume was 15.72 ± 1.17 mL; when a current of 16 mA was applied, the mean expiratory volume was 18.86 ± 3.69 mL; when a current of 20 mA was applied, the mean expiratory volume was 19.69 ± 3.72 mL; when a current of 26 mA was applied, the mean expiratory volume was 22.01 ± 4.17 mL; and when a current of 32 mA was applied, the mean expiratory volume was 22.36 ± 2.77 mL (Figure 2).

Figure 2

Mean expiratory volumes at current intensities of 10, 16, 20, 26, and 32 mA.

Electrical activation of the diaphragm by intramuscular electrodes is an alternative form of electroventilation for the restoration of respiratory capacity. The ideal electroventilation system is that which is capable of restoring respiratory muscle function and meeting the physiological demands of individuals. One of the challenges to be overcome in the development of an ideal model is the autonomy of current generators. Devices that have high power consumption are larger and heavier, requiring an external source of signal or power. In a previous study, our group examined the relationship between current intensity and expiratory volume using two different types of electrodes, and the responses were found to be similar. In the single-channel electrode model, both hemidiaphragms are depolarized with a single channel of the current generator. This reduces power consumption. Using that model, we were able to achieve expiratory volumes as high as 149% from baseline values. The findings are consistent with those of experimental and clinical studies.( , , - ) Full activation of the diaphragm depends on proper electrode implantation into the diaphragm motor points, the entrance area, and the ramification of the phrenic nerves in the muscle; therefore, it is essential to explore the muscle and identify the points at which contraction is more consistent. One of the challenges was to design a specific electrode for diaphragmatic stimulation, given that, in rabbits, the diaphragm is thinner and more delicate than the peripheral muscles.( )

In the present study, we noted an important difference between the pattern of thoracoabdominal motion during spontaneous breathing and the pattern of thoracoabdominal motion during electrical stimulation of the diaphragm. During spontaneous breathing, the rib cage and the abdominal circumference increased in diameter during inhalation. When the diaphragm was stimulated, the circumference of the base of the rib cage decreased during inhalation, whereas the abdominal circumference increased.

It is assumed that ventilation through the use of electrical currents is more physiological than positive pressure ventilation because patients can use the inspiratory muscles to inflate the lungs. There is currently no ideal model that can fully restore respiratory function, given that such models are not influenced by the respiratory centers and are therefore unable to meet the metabolic demands of individuals. The lack of synchrony between upper airway opening and diaphragmatic contraction leads to the need for tracheostomy.

The animal model described herein proved to be effective for the study of diaphragm performance at different levels of electrical stimulation with a current generator and single-channel electrodes implanted directly into the muscle.

O diafragma é o músculo responsável pela adequada função do sistema ventilatório. As lesões na região cervical alta podem causar tetraplegia e levar a perda da função diafragmática, resultando em uma dependência da ventilação mecânica por pressão positiva. Outras doenças neuromusculares, como a esclerose lateral amiotrófica, também levam a um comprometimento progressivo e cumulativo da função diafragmática, com o óbito sendo, na maioria das vezes, decorrente da falência respiratória.(1) A prevalência de esclerose lateral amiotrófica no mundo é de 3-8 casos por 100.000 habitantes, com uma incidência anual de 2/100.000 habitantes. A metade de todos os pacientes afetados vive pelo menos três anos após o diagnóstico.( ) Aproximadamente 20% vivem cinco anos ou mais, e até 10% sobrevivem mais de dez anos.

Devido a esse problema de interesse geral, existe a necessidade de estudos que forneçam métodos e dispositivos para a estimulação diafragmática que possam beneficiar essa parcela da população.

A utilização de correntes elétricas para produzir uma ventilação artificial vem sendo descrita desde o século dezenove, gerando potências de ação nervosa e/ou contrações diretas do diafragma e de outros músculos ventilatórios através de diferentes técnicas.( - ) Um estudo em animais comparando os métodos de estimulação através do nervo frênico e estimulação intramuscular mostrou resultados semelhantes na geração da pressão transdiafragmática e na latência na velocidade nervosa.( )

As primeiras descrições utilizavam o nervo frênico, em seu trajeto cervical ou torácico, para desencadear potências de ação. Essa técnica demonstrou ser eficaz clinicamente, porém com limitações e risco de lesão nervosa mecânica.(7,8) A evolução e o desenvolvimento tecnológico proporcionaram um importante avanço para o desenvolvimento de marca-passos diafragmáticos através de eletrodos implantados diretamente sobre os músculos através de laparotomia e posteriormente videolaparoscopia.( , )

A total ativação do diafragma está relacionada com a implantação de eletrodos sobre os pontos motores diafragmáticos, locais onde ocorre a ramificação das fibras do nervo frênico.( - ) Os locais onde se realiza o teste para a identificação dos pontos motores são escolhidos com base em marcos anatômicos na superfície abdominal do diafragma, e o posicionamento correto dos eletrodos é definido após o mapeamento e a exploração do diafragma, observando o ponto de maior resposta muscular ao estimulo elétrico( - )

Previamente, descrevemos um modelo de estimulação elétrica do diafragma em coelhos, pelo qual testamos dois tipos de eletrodos: bipolar, com os dois polos do gerador de correntes no mesmo eletrodo; e monopolar, com um polo apenas, sendo que a despolarização ocorre entre uma cúpula e a outra, sem eletrodo dispersivo. Os eletrodos eram colocados através de laparotomia nos pontos motores de ambas as cúpulas diafragmáticas. Observamos que ambos os tipos de eletrodos foram capazes de estimular o diafragma com diferentes intensidades de correntes, gerando volumes correntes semelhantes ao fisiológico.( )

O presente estudo teve como objetivo avaliar o desempenho da estimulação elétrica monopolar do diafragma com eletrodos implantados diretamente no diafragma em coelhos.

Foram utilizadas sete coelhas Nova Zelândia, pesando 2-3 kg, saudáveis, tratadas conforme o código de ética para a experimentação animal da Organização Mundial da Saúde. O estudo foi aprovado pelo Comitê de Ética em Pesquisa do Hospital de Clínicas de Porto Alegre sob o número 10.260. Os animais receberam uma dose de medicação intramuscular de cetamina, midazolam e atropina, seguida por tricotomia e punção do acesso venoso periférico e intubação orotraqueal, e foram colocados em ventilação mecânica em um ventilador Nikkei (Takaoka Ind e Com Ltda., São Paulo, Brasil). A anestesia foi mantida com isoflurano inalatório. Não foram utilizados bloqueadores neuromusculares no procedimento anestésico, pois necessitávamos da placa mioneural funcionante.( ) Após a estabilização hemodinâmica, o volume pulmonar expiratório basal foi mensurado para comparações posteriores. Foi realizada uma laparotomia longitudinal exploratória para a visualização do diafragma, seguida da identificação dos pontos motores do diafragma onde os eletrodos foram implantados em ambas as cúpulas do diafragma, e os fios foram alojados no espaço subcutâneo da parede abdominal (Figura 1). Os animais foram mantidos sob observação por 15 dias. Após esse período, os animais foram intubados, colocados em ventilação mecânica e anestesiados para a aplicação da estimulação elétrica do diafragma em diferentes intensidades (10, 16, 20, 26 e 32 mA) com três repetições mantidas por dez ciclos ventilatórios, com um intervalo de recuperação de 5 min entre cada ciclo. A média dos valores foi obtida para cada intensidade, como descrito previamente.( ) As médias foram analisadas através de equações de estimativas generalizadas, corrigidas por Bonferroni. Para isso, os fios condutores dos eletrodos diafragmáticos foram conectados a um gerador de correntes Dualpex 961 Phrenics (Quark Medical, São Paulo, Brasil), gerando uma corrente despolarizada, com forma de onda retangular, tipo de pulso alternado simétrico, frequência de 25 Hz (ciclos/s) e largura de rajada de 0,07 ms. Avaliou-se a relação entre o volume de ar expirado e a intensidade de corrente aplicada com o uso de um sensor de fluxo (Tracer 5; Intermed Ltda., São Paulo, Brasil) conectado ao tubo endotraqueal. Todas as medidas foram realizadas com os animais na posição supina. Todos os animais sobreviveram ao procedimento. No entanto, em um animal houve infecção e extensa área de fibrose e aderências, as quais não permitiram a geração de um volume corrente apropriado, sendo esse animal excluído do estudo.

Figura 1

Em A, eletrodos implantados diretamente no diafragma (setas). Em B, parede abdominal fechada com a pele e o tecido subcutâneo abertos com os fios exteriorizados para ser realizada a estimulação diafragmática após 15 dias de observação.

A média do volume expirado basal observado na amostra foi 14,97 ± 1,75 mL, apresentando uma relação proporcional entre o volume expiratório e intensidade da corrente. Quando aplicada uma intensidade de corrente de 10 mA, a média do volume expirado foi de 15,72 ± 1,17 mL; com 16 mA, o volume médio foi de 18,86 ± 3,69 mL; com a estimulação de 20mA, essa média foi de 19,69 ± 3,72 mL; com 26 mA, essa foi de 22,01 ± 4,17 mL; e com 32 mA, essa foi de 22,36 ± 2,77 mL (Figura 2).

Figura 2

Média dos volumes expirados nas intensidades de corrente de 10, 16, 20, 26 e 32 mA.

A ativação elétrica do diafragma utilizando eletrodos intramusculares é uma alternativa para a aplicação de ventilação elétrica com o objetivo de restaurar a capacidade respiratória. O sistema ideal de ventilação elétrica é aquele capaz de devolver a função de todos os músculos ventilatórios e adaptar-se às demandas fisiológicas dos indivíduos. Um dos desafios a ser superado no desenvolvimento de um modelo ideal é a autonomia dos equipamentos geradores da corrente, sendo que os dispositivos com alto consumo de energia são maiores e pesados, exigindo uma fonte de sinal ou energia externa. Em um trabalho anterior, nosso grupo avaliou a relação entre intensidade de corrente e volume em dois modelos diferentes de eletrodos, e as respostas em ambos foram semelhantes. No modelo com eletrodo monocanal, temos a despolarização de ambas as hemicúpulas diafragmáticas com um único canal do dispositivo gerador de corrente, reduzindo assim o consumo de energia. Utilizando esse modelo, foi possível alcançar volumes expiratórios até 149% da linha de base. Os achados são consistentes quando comparados aos de estudos experimentais e clínicos.( , , - ) A ativação completa do diafragma depende da adequada implantação dos eletrodos sobre os pontos motores do diafragma, a área de entrada e a ramificação do nervo frênico no músculo; para isso, é fundamental a exploração do músculo e a identificação dos pontos onde a contração é mais consistente. Um dos desafios enfrentados foi a concepção de um eletrodo específico para a estimulação do diafragma, uma vez que o diafragma do coelho é mais fino e delicado que os músculos periféricos.( )

No presente estudo, pôde-se observar uma diferença importante entre o padrão de movimento toracoabdominal durante a respiração espontânea e durante a estimulação elétrica do diafragma. Durante a respiração espontânea, tanto a caixa torácica quanto a circunferência abdominal aumentaram de diâmetro durante a inspiração. Quando o diafragma foi estimulado, observou-se uma diminuição da circunferência da base da caixa torácica durante a inspiração, enquanto a circunferência abdominal aumentou.

Supõe-se que a ventilação com o uso de correntes elétricas seja mais fisiológica do que a ventilação mecânica por pressão positiva, pois os pacientes podem voltar a utilizar os músculos inspiratórios para inflar os pulmões. Atualmente, não existe um modelo ideal capaz de restaurar a completa função respiratória, visto que esses modelos não sofrem a influência dos centros respiratórios e, portanto, são incapazes de se adaptar às demandas metabólicas dos indivíduos. A falta de sincronismo entre a abertura da via aérea superior e a contração do diafragma leva a necessidade de traqueostomia.

O modelo animal aqui descrito mostrou ser eficaz para estudar o desempenho do diafragma sob estimulação elétrica com um gerador e eletrodos monocanais implantados diretamente nesse músculo.