{"id":3589,"date":"2026-01-08T14:45:28","date_gmt":"2026-01-08T13:45:28","guid":{"rendered":"https:\/\/www.amsvita.com\/it\/?p=3589"},"modified":"2026-03-28T14:47:11","modified_gmt":"2026-03-28T13:47:11","slug":"lesioni-a-radiofrequenza-come-leggere-dati-su-volume-forma-e-propagazione-termica","status":"publish","type":"post","link":"https:\/\/www.amsvita.com\/it\/news\/lesioni-a-radiofrequenza-come-leggere-dati-su-volume-forma-e-propagazione-termica\/","title":{"rendered":"Lesioni a radiofrequenza: come leggere dati su volume, forma e propagazione termica"},"content":{"rendered":"\n

Principi di base dell\u2019interazione radiofrequenza\u2013tessuti<\/strong><\/h2>\n\n\n\n

La radiofrequenza termica utilizza corrente alternata ad alta frequenza, tipicamente nell\u2019ordine di 300.000\u2013500.000 Hz, per generare calore all\u2019interno dei tessuti biologici. In questo intervallo di frequenze, l\u2019oscillazione rapida del campo elettrico induce agitazione ionica<\/strong> e movimento dei dipoli d\u2019acqua, con conversione dell\u2019energia elettromagnetica in calore per effetto resistivo nel volume di tessuto che circonda l\u2019elettrodo attivo. Il tessuto, pi\u00f9 che l\u2019elettrodo, diventa quindi la principale sorgente di calore, con un gradiente termico che decresce allontanandosi dalla superficie attiva.<\/p>\n\n\n\n

Il danno cellulare irreversibile correlato alla neuroablazione si instaura quando la temperatura tissutale supera una soglia critica. \u00c8 stato descritto che alterazioni microscopiche compatibili con neuroablazione iniziano intorno a 45 \u00b0C, mentre la maggior parte dei tessuti mammiferi va incontro a danno tra 46 \u00b0C e 49 \u00b0C. Temperature di circa 60 \u00b0C sono associate a coagulazione dei tessuti molli<\/strong> e rappresentano un obiettivo tipico per la neurotomia termica a radiofrequenza. Al contrario, temperature superiori a 100 \u00b0C determinano ebollizione, formazione di vapore, cavitazione e danno tissutale indesiderato, con perdita di conducibilit\u00e0 all\u2019interfaccia elettrodo\u2013tessuto.<\/p>\n\n\n\n

La relazione tra corrente, distanza dall\u2019elettrodo e riscaldamento \u00e8 cruciale per comprendere la geometria della lesione. Il riscaldamento tissutale \u00e8 direttamente correlato alla densit\u00e0 di corrente<\/strong> e inversamente proporzionale alla quarta potenza del raggio rispetto alla superficie attiva (T \u2248 I\u00b7R\u207b\u2074), con un rapido decadimento della temperatura all\u2019aumentare della distanza dall\u2019elettrodo. Ne consegue che la maggior parte della coagulazione termica si sviluppa radialmente attorno all\u2019asta esposta dell\u2019elettrodo, con propagazione minima in direzione distale oltre la punta.<\/p>\n\n\n\n

Nei sistemi di radiofrequenza termica semplificati, tre fattori principali determinano la generazione di calore e la dimensione della lesione: distanza dalla punta attiva, intensit\u00e0\/densit\u00e0 di corrente e durata di applicazione. La potenza di picco e l\u2019energia totale erogata correlano direttamente con le dimensioni della lesione, mentre la durata dell\u2019applicazione influenza sia la crescita della lesione sia la sua variabilit\u00e0. Una quota sostanziale della crescita superficiale della lesione (circa l\u201987% dell\u2019area massima) si verifica entro i primi 60 secondi dopo il raggiungimento della temperatura impostata (ad esempio 80 \u00b0C), ma la crescita continua oltre questa soglia, con una riduzione progressiva della variabilit\u00e0 al prolungarsi del tempo di lesione.<\/p>\n\n\n\n

Il comportamento termico complessivo pu\u00f2 essere descritto in modo sintetico dalla cosiddetta equazione \u201cbio-heat\u201d, secondo cui la necrosi coagulativa \u00e8 il risultato del bilancio tra calore generato, interazioni locali con il tessuto e calore disperso. In pratica, le caratteristiche fisiologiche del tessuto (impedenza, contenuto d\u2019acqua, presenza di strutture come osso) e i parametri di erogazione energetica determinano se l\u2019ablazione sar\u00e0 confinata al bersaglio o si estender\u00e0 a strutture non bersaglio. La presenza di osso, ad esempio, pu\u00f2 modificare la distribuzione di corrente e raddoppiare approssimativamente il raggio efficace della lesione rispetto a un modello costituito solo da muscolo, evidenziando come l\u2019ambiente anatomico condizioni in modo rilevante la propagazione termica.<\/p>\n\n\n\n

Parametri che influenzano dimensione e forma della lesione<\/strong><\/h2>\n\n\n\n

La dimensione e la forma della lesione da radiofrequenza dipendono in modo determinante dalle caratteristiche dell\u2019elettrodo e dalle impostazioni di erogazione. Nei sistemi monopolari convenzionali, la lesione assume tipicamente la forma di un ellissoide prolato<\/strong>, simile a un \u201cpallone da football americano\u201d, che avvolge la porzione attiva dell\u2019elettrodo. In questo scenario, la coagulazione si sviluppa prevalentemente lungo l\u2019asta esposta, con limitata estensione distale oltre la punta. L\u2019aumento della lunghezza della punta attiva comporta un incremento proporzionale della dimensione longitudinale della lesione: un incremento di 5 mm della punta determina un aumento di circa 5 mm della lunghezza della lesione in configurazione monopolare.<\/p>\n\n\n\n

Il calibro della cannula influenza in modo significativo il volume di tessuto coagulato. L\u2019incremento del diametro dell\u2019elettrodo aumenta la densit\u00e0 di corrente e, di conseguenza, la larghezza della lesione. \u00c8 stato riportato che passando da una cannula 22G a una 16G, con impostazioni di 80 \u00b0C per 2 minuti, la larghezza media della lesione aumenta del 58\u201365%, corrispondendo a un incremento di circa 3\u20134 mm del diametro. In uno studio ex vivo, una cannula monopolare da 16G con punta attiva di 10 mm ha prodotto un volume medio di lesione superiore del 21% rispetto a un elettrodo protrudente (PERF) 18G con punta di 10 mm, evidenziando l\u2019impatto del diametro sull\u2019ampiezza del campo termico.<\/p>\n\n\n\n

La durata del ciclo di riscaldamento rappresenta un ulteriore determinante della dimensione finale della lesione. Nei sistemi monopolari e protrudenti, gran parte della lesione si forma precocemente, ma il prolungamento del tempo di applicazione consente una propagazione pi\u00f9 lenta soprattutto in direzione trasversa e in profondit\u00e0. In un modello ex vivo, l\u2019estensione del tempo di lesione da 90 a 150 secondi con elettrodi protrudenti ha determinato un incremento volumetrico del 32\u201334% a seconda del calibro, confermando che il tempo agisce come fattore di \u201cmaturazione\u201d della lesione oltre la fase iniziale di rapida crescita.<\/p>\n\n\n\n

La temperatura impostata all\u2019interfaccia elettrodo\u2013tessuto condiziona sia l\u2019efficacia ablativa sia il rischio di fenomeni indesiderati. Per ottenere 60 \u00b0C in tessuti non direttamente a contatto con l\u2019elettrodo \u00e8 spesso necessario mantenere 80\u201390 \u00b0C alla superficie attiva. Tuttavia, superare la soglia di circa 90\u2013100 \u00b0C pu\u00f2 indurre ebollizione, carbonizzazione e aumento marcato dell\u2019impedenza, con interruzione della corrente (\u201croll-off\u201d) e riduzione paradossa della dimensione della lesione. Nei sistemi monopolari convenzionali, a 80 \u00b0C il roll-off tende a verificarsi intorno ai 90 secondi, oltre i quali n\u00e9 il prolungamento del tempo n\u00e9 l\u2019ulteriore incremento di temperatura determinano un aumento significativo della propagazione della lesione.<\/p>\n\n\n\n

Anche la modalit\u00e0 di controllo del generatore (a temperatura o a impedenza) e le caratteristiche del tessuto (impedenza, contenuto di fluido) influenzano la prevedibilit\u00e0 del volume di lesione. Modelli ex vivo con mezzi fluidi come l\u2019albume d\u2019uovo tendono a sottostimare la dimensione delle lesioni rispetto al muscolo, mentre la temperatura basale pi\u00f9 bassa dei tessuti ex vivo richiede una maggiore energia per ottenere la stessa zona di ablazione rispetto all\u2019in vivo. Questi elementi sottolineano come la lettura dei dati di volume e forma debba sempre considerare il contesto sperimentale in cui sono stati generati.<\/p>\n\n\n\n

Configurazioni elettrodiche e conseguenze sulla propagazione termica<\/strong><\/h2>\n\n\n\n

Le diverse configurazioni elettrodiche determinano pattern distinti di propagazione termica e, di conseguenza, geometrie differenti di lesione. Nei sistemi monopolari tradizionali, la lesione si sviluppa come un ellissoide prolato<\/strong> centrato sull\u2019asta esposta, con propagazione rapida attorno alla punta e pi\u00f9 lenta lungo l\u2019asse longitudinale. La maggior parte della coagulazione si concentra radialmente intorno alla superficie attiva, con limitata estensione distale oltre la punta, e il raggio finale della lesione tende a essere pari a 1\u20132 volte il diametro dell\u2019elettrodo.<\/p>\n\n\n\n

I sistemi a elettrodo protrudente (PERF) introducono una seconda sorgente di calore distale rispetto alla cannula, generando un pattern di riscaldamento iniziale in due \u201cpunti\u201d che successivamente si connettono, in modo analogo a una configurazione bipolare. La termografia ha mostrato che la maggior parte della lesione con PERF si forma entro i primi 20 secondi, mentre il tempo aggiuntivo favorisce una propagazione pi\u00f9 lenta soprattutto in direzione trasversa e in profondit\u00e0. La geometria risultante tende a essere ovoidale, con estensione distale maggiore rispetto alla lesione monopolare pura, ma con una crescita longitudinale comunque pi\u00f9 lenta rispetto alle altre dimensioni.<\/p>\n\n\n\n

I sistemi a radiofrequenza raffreddata (cooled RF) modificano in modo sostanziale la propagazione termica grazie al raffreddamento attivo della punta. Il raffreddamento previene la coagulazione rapida del tessuto immediatamente adiacente all\u2019elettrodo, mantenendo bassa l\u2019impedenza locale e consentendo un trasferimento di calore pi\u00f9 efficiente verso il tessuto circostante. In questo contesto, la temperatura massima (circa 80 \u00b0C) viene raggiunta a una distanza di circa 2,5 mm dalla punta raffreddata, favorendo la formazione di lesioni quasi sferiche<\/strong> che si espandono simmetricamente nelle tre dimensioni man mano che il tempo di applicazione aumenta.<\/p>\n\n\n\n

Le configurazioni multitined direzionali rappresentano un ulteriore approccio per modulare la forma della lesione. In questi dispositivi, le alette (tines) si aprono lateralmente rispetto alla cannula centrale e funzionano come antenne che espandono e concentrano la densit\u00e0 di corrente in una direzione preferenziale. Il calore si concentra lungo l\u2019asta delle alette con scarsa estensione distale oltre le loro punte, generando una lesione di forma sferoide allungata e spostata rispetto all\u2019asse centrale, con marcata direzionalit\u00e0<\/strong> verso il lato delle alette. Studi ex vivo hanno documentato volumi medi di circa 467 mm\u00b3 con geometria sferoide allungata e offset verso le alette, e una soglia di maturazione della lesione intorno a 75 \u00b0C per 80 secondi, oltre la quale ulteriori incrementi di tempo o temperatura non modificano significativamente la progressione.<\/p>\n\n\n\n

Le configurazioni bipolari e multipolari, incluse le tecniche \u201cpalisade\u201d e le strip lesion multipolari, consentono di creare campi di coagulazione continui o quasi continui tra due o pi\u00f9 elettrodi. In ambito sacroiliaco, ad esempio, la geometria delle lesioni bipolari dipende in modo critico dalla distanza inter-tip e dalla disposizione reciproca delle punte, con una riduzione delle temperature medie nella linea mediana all\u2019aumentare dello spacing. Questi principi sono stati applicati anche a configurazioni multipolari lineari per ottenere strip lesion lungo il sacro, dove fattori come spaziatura, offset e skew delle punte influenzano la morfologia finale della lesione e la capacit\u00e0 di \u201ccatturare\u201d i rami posteriori.<\/p>\n\n\n\n

Interpretazione dei dati sperimentali ex vivo e limiti di traslazione clinica<\/strong><\/h2>\n\n\n\n

I dati su volume, forma e propagazione termica delle lesioni derivano in larga parte da studi ex vivo condotti su tessuti animali o mezzi di prova standardizzati. Modelli basati su muscolo di pollo o altri tessuti solidi permettono di misurare con precisione le dimensioni della lesione mediante dissezione e sezionamento in piani multipli, mentre modelli fluidi come l\u2019albume d\u2019uovo consentono di visualizzare rapidamente la coagulazione. Tuttavia, \u00e8 stato evidenziato che l\u2019albume si riscalda pi\u00f9 rapidamente del muscolo ma tende a sottostimare la dimensione delle lesioni e a fornire risultati meno riproducibili, rendendolo meno rappresentativo delle condizioni cliniche.<\/p>\n\n\n\n

Studi ex vivo su tessuto muscolare e organi (ad esempio fegato) hanno mostrato che le lesioni ottenute con elettrodi multitined direzionali sono altamente riproducibili, con volumi medi e deviazioni standard relativamente contenute, e senza evidenza di fenomeni anomali come ebollizione, carbonizzazione o cavitazione. La termografia a infrarossi ha confermato la corrispondenza tra l\u2019isoterma di 55 \u00b0C e il margine visibile della coagulazione, suggerendo che la valutazione visiva della lesione pu\u00f2 essere un surrogato affidabile della distribuzione termica in questi modelli.<\/p>\n\n\n\n

Nonostante l\u2019elevato controllo sperimentale, gli studi ex vivo presentano limiti intrinseci nella traslazione all\u2019in vivo. La temperatura basale dei tessuti ex vivo \u00e8 inferiore a quella fisiologica, richiedendo una maggiore energia per ottenere la stessa estensione di ablazione rispetto a un organismo vivente. Inoltre, l\u2019assenza di perfusione sanguigna elimina l\u2019effetto di \u201craffreddamento\u201d convettivo che, in vivo, pu\u00f2 ridurre l\u2019estensione della lesione o modificarne la forma, soprattutto in prossimit\u00e0 di strutture vascolarizzate. \u00c8 stato osservato che i modelli ex vivo possono sottostimare la dimensione delle lesioni rispetto all\u2019in vivo proprio per queste differenze termiche e di perfusione.<\/p>\n\n\n\n

Un ulteriore limite riguarda l\u2019omogeneit\u00e0 del mezzo di prova rispetto alla complessit\u00e0 anatomica reale. In vivo, la presenza di osso, grasso, muscolo e tessuto connettivo in combinazioni variabili altera la distribuzione della corrente e del calore, con possibili deformazioni della geometria teoricamente simmetrica della lesione. \u00c8 stato riportato, ad esempio, che la presenza di osso pu\u00f2 raddoppiare approssimativamente il raggio efficace della lesione rispetto a un modello costituito solo da muscolo, mentre differenze di conducibilit\u00e0 tra tessuti molli e osso modificano la forma della lesione stessa.<\/p>\n\n\n\n

Studi che hanno confrontato mappature termiche ex vivo e in vivo con lo stesso dispositivo multitined hanno mostrato una buona coerenza qualitativa del profilo termico, con isoterme bilanciate e assenza di hot spot, e temperature neurodistruttive raggiunte nel tessuto bersaglio senza riscaldamento indesiderato delle strutture adiacenti. Tuttavia, gli autori sottolineano che le terapie termiche possono comportarsi in modo diverso in vivo, e che i risultati di banco, pur essendo \u201ccompelling\u201d, richiedono sempre conferma clinica. Questo richiamo alla prudenza \u00e8 essenziale quando si interpretano dati di volume e forma per guidare scelte cliniche.<\/p>\n\n\n\n

Implicazioni pratiche per la scelta delle impostazioni con Stratus<\/strong><\/h2>\n\n\n\n

I principi fisici e i dati sperimentali disponibili consentono di delineare alcune implicazioni pratiche per la scelta delle impostazioni in sistemi di radiofrequenza che condividono caratteristiche con le configurazioni descritte (monopolare, protrudente, raffreddata, multitined). La selezione della lunghezza della punta attiva<\/strong> e del calibro della cannula dovrebbe essere guidata dall\u2019estensione lineare del bersaglio e dalla necessit\u00e0 di coprire un segmento nervoso pi\u00f9 o meno lungo: un aumento della lunghezza della punta comporta un incremento proporzionale della lunghezza della lesione in configurazione monopolare, mentre un calibro maggiore aumenta in modo significativo il diametro della lesione.<\/p>\n\n\n\n

La scelta della temperatura impostata e della durata del ciclo di lesione deve bilanciare efficacia ablativa e sicurezza termica. Temperature target intorno a 75\u201380 \u00b0C per 60\u201390 secondi sono state utilizzate in diversi modelli per ottenere lesioni mature e riproducibili, con evidenza che gran parte della crescita si verifica entro i primi 60 secondi dopo il raggiungimento della temperatura impostata. In configurazioni multitined direzionali, \u00e8 stata osservata una soglia di maturazione della lesione a 75 \u00b0C per 80 secondi, oltre la quale ulteriori incrementi di tempo o temperatura non determinano un aumento significativo del volume, suggerendo un plateau di efficacia.<\/p>\n\n\n\n

Nei sistemi che impiegano raffreddamento della punta, l\u2019obiettivo \u00e8 ottenere lesioni quasi sferiche di volume maggiore rispetto a quelle monopolar tradizionali, mantenendo temperature di setpoint inferiori (ad esempio 60 \u00b0C) ma per tempi pi\u00f9 lunghi (150 secondi). In uno studio ex vivo, un sistema cooled RF con cannula 17G e punta di 4 mm a 60 \u00b0C per 150 secondi ha prodotto volumi medi di lesione significativamente maggiori rispetto a sistemi monopolari e protrudenti con punte di 10 mm a 80 \u00b0C, evidenziando come il raffreddamento consenta di superare i limiti imposti dal roll-off di impedenza e di espandere il volume ablativo in modo pi\u00f9 simmetrico.<\/p>\n\n\n\n

Per configurazioni direzionali multitined, la lettura dei dati di volume e forma suggerisce che la posizione e l\u2019orientamento delle alette rispetto alla struttura bersaglio siano determinanti quanto le impostazioni di temperatura e tempo. Le alette generano una lesione sferoide allungata e spostata verso il lato delle stesse, con propagazione limitata distalmente alle punte; di conseguenza, l\u2019orientamento delle alette verso il decorso del nervo o la superficie ossea di riferimento \u00e8 cruciale per massimizzare la copertura del bersaglio e minimizzare il coinvolgimento di strutture non bersaglio. La presenza di un termocoppia integrata consente inoltre un monitoraggio in tempo reale delle temperature critiche all\u2019interno della zona di ablazione.<\/p>\n\n\n\n

Infine, nella pianificazione delle impostazioni \u00e8 necessario considerare che l\u2019estensione effettiva della lesione in vivo pu\u00f2 differire da quella misurata ex vivo a causa di fattori anatomici e fisiologici, inclusa la presenza di osso e la perfusione. Pertanto, i dati di volume e forma derivati da modelli sperimentali dovrebbero essere interpretati come indicazioni di tendenza piuttosto che come valori assoluti, e integrati con un\u2019attenta valutazione dell\u2019anatomia del distretto trattato e della tecnica di posizionamento degli elettrodi (ad esempio posizionamento parallelo rispetto al decorso del nervo per ottimizzare la superficie di contatto).<\/p>\n\n\n\n

Verso una standardizzazione dei protocolli di lesione nei diversi distretti<\/strong><\/h2>\n\n\n\n

La variabilit\u00e0 delle configurazioni elettrodiche, dei parametri di erogazione e delle condizioni anatomiche rende evidente la necessit\u00e0 di una maggiore standardizzazione dei protocolli di lesione nei diversi distretti. I principi fisici comuni \u2013 relazione tra densit\u00e0 di corrente, distanza dall\u2019elettrodo, durata del riscaldamento e soglie termiche di danno tissutale \u2013 forniscono una base per definire schemi di trattamento pi\u00f9 uniformi, ma la loro applicazione pratica deve essere adattata alle specificit\u00e0 di ciascun distretto (ad esempio colonna lombare, articolazioni sacroiliache).<\/p>\n\n\n\n

Nel distretto lombare, l\u2019efficacia della neurotomia dei rami mediali \u00e8 stata correlata a un posizionamento parallelo e prossimo dell\u2019elettrodo rispetto al decorso del nervo e alla superficie ossea di riferimento. Tecniche fluoroscopiche che ottimizzano l\u2019allineamento dell\u2019elettrodo lungo il solco tra processo articolare superiore e processo trasverso mirano a massimizzare la superficie di contatto tra la lesione ellissoidale e il nervo. L\u2019adozione di angoli standardizzati di declinazione e obliquit\u00e0 dell\u2019intensificatore di brillanza rappresenta un esempio di tentativo di standardizzazione procedurale basato sulla geometria attesa della lesione e sull\u2019anatomia del distretto.<\/p>\n\n\n\n

Nel trattamento del dolore dell\u2019articolazione sacroiliaca, sono state descritte tecniche di strip lesion multipolari lungo il sacro e approcci periforaminali, con l\u2019obiettivo di creare una lesione continua che intercetti il plesso dei rami posteriori. In questo contesto, la standardizzazione richiede la definizione di posizioni tipiche degli elettrodi (ad esempio lungo la cresta laterale o lateralmente ai forami sacrali posteriori) e di parametri di spacing tra le punte, tenendo conto che la geometria delle lesioni bipolari dipende in modo critico dalla distanza inter-tip e che l\u2019aumento dello spacing riduce le temperature medie nella linea mediana.<\/p>\n\n\n\n

L\u2019introduzione di dispositivi multitined direzionali e di sistemi cooled RF aggiunge ulteriori variabili che richiedono protocolli specifici per ciascun distretto. Per i dispositivi multitined, la standardizzazione dovrebbe includere la definizione dell\u2019orientamento delle alette rispetto alle strutture ossee e nervose, dei parametri di temperatura e tempo (ad esempio 75 \u00b0C per 80 secondi per ottenere una lesione matura e riproducibile) e dei criteri di posizionamento fluoroscopico. Per i sistemi cooled RF, la definizione di tempi di applicazione e temperature target che massimizzino la formazione di lesioni quasi sferiche senza superare soglie di sicurezza termica rappresenta un elemento chiave per protocolli riproducibili.<\/p>\n\n\n\n

Un ulteriore passo verso la standardizzazione consiste nell\u2019integrare sistematicamente i dati ex vivo e in vivo, inclusi studi di mappatura termica e valutazioni elettrofisiologiche, per validare che le impostazioni selezionate producano in clinica profili termici coerenti con quelli osservati in laboratorio. Esempi di mappatura termica in vivo con dispositivi multitined hanno dimostrato profili di temperatura sicuri ed efficaci, con bias termico direzionale verso il bersaglio e assenza di riscaldamento significativo delle strutture adiacenti, fornendo un modello di come i dati sperimentali possano essere utilizzati per affinare e standardizzare i protocolli clinici.<\/p>\n\n\n\n

Sources (Bibliography)<\/strong><\/h2>\n\n\n\n
    \n
  • Cohen SP, et al. Consensus practice guidelines on interventions for lumbar facet joint pain. Comparisons of lesion volumes and shapes produced by a RF system with a cooled, protruding, or monopolar probe, 2017.<\/li>\n\n\n\n
  • Wright RE, Allen, Craft, Holley. RF ablation using a novel multitined expandable electrode, 2012.<\/li>\n\n\n\n
  • Wright RE, Allen, Craft, Holley. Radiofrequency ablation using a novel multitined electrode, 2012.<\/li>\n<\/ul>\n","protected":false},"excerpt":{"rendered":"

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