UNIVERSIT `
A DI PISA
Dipartimento di Ingegneria dell’Informazione
Corso di Laurea Magistrale in Ingegneria Biomedica
Analisi della cinetica del
99m
Tc-HMDP da
immagini scintigrafiche per l’identificazione e
la caratterizzazione dell’amiloidosi cardiaca
TTR-relata
Candidato
Rosmeri Di Sarlo
Relatori
Prof.ssa Maria Filomena Santarelli
Dott. Dario Genovesi
Indice
1 Introduzione 1 2 Scintigrafia 3 2.1 Isotopi radioattivi . . . 3 2.2 Traccianti . . . 8 2.2.1 Modalit`a di utilizzo . . . 8 2.2.2 Propriet`a . . . 8 2.3 Tecnica scintigrafica . . . 10 2.3.1 Principio di funzionamento . . . 10 2.3.2 Gamma camera . . . 10 3 Amiloidosi 15 3.1 Caratteristiche . . . 15 3.2 Classificazione . . . 16 3.2.1 Forma AL . . . 16 3.2.2 Forma ATTR . . . 173.3 Scintigrafia per la diagnosi di amiloidosi cardiaca . . . 18
4 Descrizione dello studio 20 4.1 Popolazione . . . 20
4.2 Materiali e metodi . . . 23
4.2.1 Metodi per valutare la presenza della patologia da curve TAC . . . 28
4.2.2 Valutazione del tempo minimo per distinguere la presenza della patologia . . . 37
5 Risultati e discussione 40 5.1 Risultati . . . 40 5.2 Discussione . . . 43
6 Conclusioni 44
6.1 Limiti dello studio e sviluppi futuri . . . 44
Sommario
L’amiloidosi `e una patologia caratterizzata dalla deposizione extracellulare in uno o pi `u tessuti di proteine fibrillari insolubili che danneggiano la loro normale architettura e fun-zione.
Nel corso degli ultimi decenni sono stati studiati diversi traccianti scintigrafici, soprattutto fosfonati, per la valutazione dei depositi di amiloide a livello cardiaco. Si legano ognuno in modo differente alle fibrille di amiloide, ma la capacit`a di individuarle `e ad oggi notevol-mente elevata.
In questo lavoro di tesi sono state analizzate le curve cinetiche del tracciante99mTc-HMDP, derivanti da immagini scintigrafiche, in una popolazione composta da pazienti sani e pa-zienti affetti da amiloidosi cardiaca transtiretino-relata, al fine di apportare un contributo significativo alla fase di diagnosi della malattia.
Lo scopo `e stato valutare la presenza della patologia anche a livello di curve dinamiche TAC ed individuare il tempo minimo necessario per fornire informazioni circa la presenza o meno della stessa con l’obiettivo di ridurre gli attuali tempi di imaging medico-nucleare per questa forma di amiloidosi cardiaca.
Abstract
Amyloidosis is a disease characterized by extracellular deposition in one or more tissues of insoluble fibrillar proteins that damage their normal architecture and function.
Over the last few decades, several scintigraphic tracers, mainly phosphonates, have been studied for the evaluation of amyloid deposits at cardiac level. Each of them differently bind to amyloid fibrils, but the ability to identify fibrils is considerably high today.
In this thesis the kinetic curves of the99mTc-HMDP tracer, deriving from scintigraphic im-ages, have been analyzed in a population composed of healthy patients and patients with transthyretin-related cardiac amyloidosis, in order to make a significant contribution to the disease diagnosis phase.
The aim was to evaluate the presence of the pathology also at the level of the dynamic TAC curves and to identify the minimum time necessary to provide information about the presence or absence of the same in order to reduce the current times of medical-nuclear imaging for this form of cardiac amyloidosis.
Capitolo 1
Introduzione
L’amiloidosi cardiaca `e una patologia molto eterogenea e difficile da diagnosticare. Le fi-brille di amiloide si depositano tra le cellule cardiache, alterando progressivamente la strut-tura del cuore e, di conseguenza, la sua fisiologia.
Questo lavoro di tesi, svolto su dati e immagini da scintigrafia, nasce nell’ottica di fornire risultati accurati e utili per una diagnosi corretta e in tempi rapidi della malattia, che si rivela indispensabile e necessaria anche in vista del piano terapeutico da applicare.
Nel Capitolo 2 vi `e un riassunto di quelli che sono i princ`ıpi fisici alla base dei decadimenti degli isotopi radioattivi utilizzati in medicina nucleare, proseguendo con una descrizione delle propriet`a principali dei traccianti e giungendo infine alla spiegazione dettagliata della tecnica scintigrafica.
Il Capitolo 3 fornisce un quadro generale sull’amiloidosi e poi i diversi tipi di classificazione. L’attenzione si sposta successivamente sul cuore e sugli strumenti di diagnosi dell’amiloi-dosi cardiaca, compresi i risultati di alcuni studi scintigrafici ad oggi conosciuti.
Nel Capitolo 4 `e descritto lo studio effettuato. I dati riguardano un gruppo di soggetti com-posto da 38 pazienti della Fondazione Toscana Gabriele Monasterio di Pisa, che sono stati sottoposti a scintigrafia con tracciante99mTc-HMDP e per i quali `e stata riscontrata la pre-senza o meno dell’amiloidosi cardiaca TTR-relata. Sono risultati 18 pazienti sani e 20 pa-zienti patologici.
`
E stata analizzata la cinetica del99mTc-HMDP attraverso le curve tempo-attivit`a ricostruite dai dati a disposizione. Il tracciante in questione `e un tracciante osseo utilizzato per valu-tare i depositi di amiloide a livello cardiaco nelle forme correlate alla transtiretina, di cui `e gi`a stata sperimentata la validit`a diagnostica, come riportato dalla letteratura scientifica.
Gli obiettivi di questo studio sono:
• valutare la distinzione tra un soggetto patologico ed uno non patologico anche a livello di curve dinamiche TAC;
• individuare il tempo minimo di acquisizione in grado di fornire informazioni sulla presenza della patologia, con lo scopo di ridurre i tempi attuali di imaging medico-nucleare per l’amiloidosi cardiaca transtiretino-relata.
Il Capitolo 5 riassume, confronta e giustifica i risultati ottenuti.
Infine, nelle conclusioni del Capitolo 6 si espongono i limiti principali riscontrati in questo studio, anche in vista di eventuali sviluppi futuri.
Capitolo 2
Scintigrafia
2.1
Isotopi radioattivi
I princ`ıpi della fisica nucleare sono alla base dell’impiego dei radionuclidi per scopi dia-gnostici in scintigrafia e pi `u in generale in medicina nucleare.
Tutto deriva da quelle che sono le propriet`a di atomi e nuclei della materia. Ogni atomo `
e caratterizzato da un numero atomico Z e da un numero di massa A. Il primo indica il numero di protoni nel nucleo e il numero di elettroni, il secondo indica l’insieme di protoni e neutroni del nucleo, detti anche nucleoni.
Un nuclide `e definito, in generale, come una singola specie chimica con numero atomico Z e numero di massa A, in un particolare stato energetico. Nuclidi di uno stesso elemento chimico, che hanno lo stesso numero atomico, ma diverso numero di massa, cio`e diverso numero di neutroni, sono chiamati isotopi. Essi hanno le stesse caratteristiche chimiche, ma diverse caratteristiche elettriche in quanto di massa differente.
Gli isotopi radioattivi sono gli atomi utilizzati in medicina nucleare per marcare un trac-ciante e l’essere radioattivi `e caratteristica primaria e necessaria ai fini dell’esame, come sar`a spiegato nel corso della trattazione.
La radioattivit`a deriva dall’instabilit`a del nucleo, cio`e da un non equilibrato rapporto tra neutroni e protoni, condizione che il nucleo raggiunge nel momento in cui gli viene fornita energia. Quest’ultima, detta energia di legame, indica appunto la quantit`a di energia neces-saria per separarlo nei suoi nucleoni ed `e pertanto minore per i nuclei pi `u instabili.
Infatti, se si analizza il grafico in Figura 2.1, si nota come l’energia di legame aumenti con l’aumentare del numero di nucleoni, ma tenda invece a diminuire una volta superato un numero di massa pari a 60:
Figura 2.1: Energia di legame in funzione del numero di massa
Un nucleo instabile decade quindi in un altro nucleo, pi `u stabile e con massa minore del primo, attraverso il processo di disintegrazione. Decadendo pu`o emettere particelle α (nu-clei di elio emessi da isotopi molto pesanti), particelle β (negatroni o positroni) o radiazioni γ. Ad ogni emissione corrisponde una certa quantit`a di energia.
Questo lavoro di tesi, basato sulla scintigrafia, tratter`a le radiazioni γ, fotoni ad altissima energia. Le energie dei raggi γ, diverse per ogni radionuclide, spaziano dai 10 keV ai 5 MeV e hanno lunghezze d’onda che variano tra i 10−11e i 10−8 cm.
La Figura 2.2 mostra la capacit`a di penetrazione di particelle α, particelle β e radiazioni γ, dipendente dalla quantit`a di energia ad esse associata:
Figura 2.2: Capacit`a di penetrazione di particelle α, particelle β e radiazioni γ
Sul principio di instabilit`a del nucleo si basano i traccianti radioattivi: essi sono sostanze marcate con isotopi radioattivi, i quali vanno incontro ad un processo di decadimento che consiste in disintegrazioni ed emissione di radiazioni; se misurate, tali radiazioni sono stru-mento indispensabile in fase di diagnosi di una patologia, come verr`a spiegato in seguito. La radioattivit`a si misura in disintegrazioni per unit`a di tempo. L’unit`a di misura nel Siste-ma Internazionale `e il Becquerel (Bq) corrispondente ad una disintegrazione per secondo (dps); spesso viene utilizzato anche il Curie (Ci), definito come l’attivit`a prodotta da 1 g di
226
Ra in un secondo. Si ha che:
1 Ci = 3.7 · 1010Bq
Ogni processo di decadimento `e caratterizzato dalla costante di decadimento λ, che esprime la probabilit`a di decadimento per unit`a di tempo. Essa `e strettamente correlata all’emivita del radionuclide, detta anche tempo di dimezzamento t1/2, in quanto definisce il tempo
ne-cessario affinch´e si dimezzi la sua radioattivit`a iniziale. `
E stato osservato sperimentalmente come il decadimento radioattivo segua una legge espo-nenziale negativa.
Se si parte da N nuclei iniziali di una sorgente radioattiva, la variazione del numero di nuclei nell’intervallo di tempo dt `e proporzionale a N e a λ:
dN
dt = −λN
Il termine λN `e detto attivit`a o rateo di decadimento e indica quanti decadimenti radioattivi si verificano in un secondo.
Risolvendo l’equazione rispetto al numero di nuclei radioattivi, si ottiene la legge esponen-ziale:
N (t) = N0e−λt
dove N0e il numero di nuclei al tempo t=0. Si ha che:`
lnN (t) N0 = −λt Di conseguenza, ponendo ln(0.5) = −λt1/2 si ottiene: t1/2 = ln(2) λ = 0.693 λ = 0.693 τ
Si parla in realt`a di una componente fisica e di una componente biologica di decadimen-to. La prima si riferisce al decadimento vero e proprio dell’isotopo radioattivo, la seconda all’espulsione intesa come eliminazione biologica dell’elemento radioattivo dal corpo del paziente. A tal proposito, viene definita una costante effettiva di decadimento λE come la somma della costante di decadimento biologico λB e la costante di decadimento fisico λP,
cio`e:
λE = λB+ λP
`
E la somma di due probabilit`a, essendo i decadimenti fisico e biologico due eventi indipen-denti.
Sostituendo λ = ln(2) t1/2 , si ottiene: ln(2) tE 1/2 = ln(2) tB 1/2 + ln(2) tP 1/2 Quindi: tE1/2 = t B 1/2tP1/2 tB 1/2+ tP1/2
Solitamente, la radioattivit`a decade completamente gi`a dopo quattro/cinque emivite fisiche, come mostrato in Figura 2.3:
2.2
Traccianti
2.2.1
Modalit`a di utilizzo
Un tracciante in medicina, detto anche radiofarmaco, `e una molecola in cui uno o pi `u atomi sono stati sostituiti, cio`e “marcati” con isotopi radioattivi. Viene somministrato al paziente in piccole quantit`a e, dopo essere stato captato da vari organi e tessuti a seconda delle sue caratteristiche chimico-fisiche e biologiche, diventa sorgente interna di energia. In medicina nucleare la rivelazione spazio-temporale delle radiazioni emesse, tramite speci-fica strumentazione posta all’esterno del corpo del paziente, `e il fenomeno da cui hanno poi origine le immagini, in grado di segnalare la presenza di eventuali anomalie morfologiche e/o funzionali associate a varie patologie.
2.2.2
Propriet`a
I traccianti vengono somministrati al paziente in quantit`a tali da permettere la buona riuscita dell’esame, ma allo stesso tempo tali da perturbare minimamente il sistema, prin-cipalmente per le radiazioni che emettono. Essi devono avere specifiche propriet`a fisiche e biologiche, necessarie per un imaging ottimale e accurato dal punto di vista diagnostico. Tra le propriet`a fisiche vi `e l’emivita, prima descritta, che deve essere sufficientemente bre-ve affinch´e il materiale radioattivo decada in quantit`a sufficiente per l’esame diagnostico, ma abbastanza lunga per raggiungere l’organo bersaglio e per avere la quantit`a necessaria alla sua preparazione.
`
E bene sottolinearlo perch´e i decadimenti che avvengono al di fuori della durata dell’esame non influiscono sulla diagnosi, ma comportano solamente un aumento di dose per il pa-ziente.
Stessa cosa per le radiazioni non penetranti. L’ideale sarebbe averne una quantit`a limitata, perch´e comunque, non raggiungendo il rivelatore, non contribuiscono alla formazione del-l’immagine, ma aumentano ugualmente la dose.
Inoltre, un radionuclide utilizzato nel campo dell’imaging nucleare deve emettere fotoni γ con un’energia sufficientemente alta per penetrare il tessuto con un effetto minimo di atte-nuazione e uscire dal corpo del paziente, ma abbastanza bassa per utilizzare un collimatore poco spesso nel sistema di rivelazione, quindi con maggiore potere risolutivo, e per non avere ad energie superiori emissioni secondarie di altro tipo.
L’attivit`a specifica del radionuclide, definita come l’attivit`a per unit`a di massa, cio`e
SA =
NAλ
A
con NAnumero di Avogadro, λ costante di decadimento e A numero di massa, deve essere elevata affinch´e il radiofarmaco sia rivelabile a basse concentrazioni.
Riguardo alle propriet`a biologiche, il radiofarmaco non deve essere tossico per il paziente, bens`ı puro, sterile e di bassa dosimetria e deve essere tale da poter essere captato dal tessuto o organo bersaglio in modo maggiore rispetto agli altri, cio`e ci deve essere assorbimento differenziale.
Le modalit`a di assorbimento sono varie. Il tracciante pu`o localizzarsi nei distretti anatomi-ci di interesse in base ad un gradiente di concentrazione, ad un meccanismo di fagoanatomi-citosi delle particelle di tracciante realizzato da particolari tipi di cellule, ad un meccanismo di diffusione da zone a concentrazione minore a zone a concentrazione maggiore, al passag-gio nel sangue da vasi pi `u grandi a vasi di diametro minore (capillari polmonari) o infine ad un meccanismo di miscelazione con il sangue cui segue la misura dell’aumento di volume sanguigno creatosi.1
Infine, `e di fondamentale importanza che il radiofarmaco sia costantemente disponibile e di facile sintesi, prodotto con procedure certificate in linea con tutte le normative.
Il tracciante scintigrafico oggetto di questa tesi `e il99mTc-HMDP, in cui il radioisotopo99mTc `
e legato al difosfonato HMDP (Idrossi-Metilene-Difosfonato). `E tipicamente utilizzato co-me tracciante osseo, qui impiegato per individuare i depositi di amiloide a livello cardiaco. Il 99mTc `e un radioisotopo emettente puri fotoni singoli γ, con emivita di 6 ore ed energia di emissione di 140 keV; dopo 4 emivite `e quasi scomparso e per questo non arreca conta-minazione al paziente. Pu`o essere ottenuto da generatori (colonne a scambio ionico) con
99
Mo (emivita di 66 ore). `E usato in circa il 90% degli studi di medicina nucleare, perch´e economico e con tutte le propriet`a fisiche e biologiche sopra descritte.
2.3
Tecnica scintigrafica
2.3.1
Principio di funzionamento
La scintigrafia `e un esame utilizzato in medicina nucleare che consente, tramite la som-ministrazione di un tracciante radioattivo e la rivelazione dei raggi γ da esso prodotti, di evidenziare l’accumulo preferenziale del tracciante nel tessuto di interesse formando im-magini planari, quindi bidimensionali.
Le immagini sono acquisite a 2-3 ore di distanza dalla suddetta somministrazione in modo da aspettare la massima concentrazione del tracciante in punti specifici e una discreta ridu-zione della radioattivit`a sia in circolo sia nei tessuti molli (fondo), requisiti fondamentali e necessari per una qualit`a ottimale delle immagini.
Tuttavia la risoluzione non `e elevatissima. Ci`o `e dovuto al fatto che si rappresenta in due dimensioni una realt`a che invece `e tridimensionale, per cui succede quasi sempre che i se-gnali di due strutture anatomiche distinte ma sovrapposte in direzione perpendicolare al piano di rivelazione, si mescolino formando un unico segnale.
2.3.2
Gamma camera
La gamma camera `e lo strumento che rivela i fotoni γ.
Essendo interna la sorgente di radiazioni, non si sa a priori il punto preciso dal quale esse provengano, quindi non c’`e un modo per bloccare preventivamente la radiazione diffusa (o secondaria) e consentire il passaggio della sola radiazione primaria.
Si usa per`o un collimatore, che seleziona la direzione perpendicolare al piano di rivelazione, lungo la quale si andr`a ad acquisire un’immagine bidimensionale.
L’emissione `e in tutte le direzioni e i fotoni primari, che dalla zona di captazione raggiungo-no direttamente la gamma camera, vengoraggiungo-no misurati singolarmente in termini di energia e accettati se e solo se ricadono in una finestra energetica del ± 20% rispetto al picco fotonico del radionuclide in questione, come sar`a spiegato meglio nel corso della descrizione. Tornando ai collimatori, essi sono griglie di piombo e vengono classificati in base all’altezza, allo spessore dei setti e alla geometria dei fori. Questi ultimi possono essere convergenti, di-vergenti o paralleli. Devono avere sensibilit`a elevata al passaggio dei fotoni per consentire una riduzione dei tempi di acquisizione e della radioattivit`a somministrata.
Dopo aver attraversato i fori del collimatore i fotoni raggiungono il cristallo scintillatore. Il cristallo `e un reticolo cristallino con delle imperfezioni, prodotte tramite operazioni di drogaggio con altri elementi radioattivi, che creano nuovi livelli energetici. Quando gli elettroni, eccitati dalle interazioni dei fotoni γ con il reticolo cristallino, decadono allo stato fondamentale, emettono luce visibile (fenomeno della scintillazione).
La maggior parte delle gamma camere impiega un cristallo con ioduro di sodio attivato al Tallio NaI(Tl), in Figura 2.4:
Figura 2.4: Esempio di cristallo scintillatore NaI(Tl)
La superficie del cristallo assorbe parte delle radiazioni: maggiore `e lo spessore, maggiore `
e l’assorbimento dei fotoni γ, ma minore sar`a la risoluzione spaziale.
Il cristallo scintillatore deve avere importanti caratteristiche. Il numero atomico deve essere elevato per consentire un effetto fotoelettrico maggiore (se il fotone deposita sul cristallo tutta la sua energia, allora `e possibile capire se deriva da un processo di decadimento o da altri indesiderati fenomeni di interazione nel paziente).
L’efficienza di scintillazione, definita come la capacit`a di emettere fotoni luminosi quando penetrato da piccole quantit`a di energia, deve essere alta, cos`ı come l’emissione di luce, perch´e migliore `e il rapporto segnale/rumore, migliore `e la risoluzione energetica.
cui si parler`a pi `u avanti, in modo che la luce prosegua nella stessa direzione.
Il tempo morto, inteso come intervallo temporale in cui il cristallo non risponde ai fotoni γ che arrivano, deve essere discreto. Infine deve essere elevata la capacit`a di emettere fotoni luminosi in numero proporzionale ai fotoni γ incidenti che possono colpire il cristallo an-che a frequenza molto elevata, solitamente espressa in termini di tempo trascorso tra due scintillazioni. `E importante infatti che la luce di ogni impulso non si sovrapponga alla coda di luce dell’impulso precedente, altrimenti significherebbe misurare l’effetto di due intera-zioni.
Dal cristallo la luce `e emessa in tutte le direzioni, ma solo il 50% dei fotoni `e incanalato attraverso una lente sottile nei tubi fotomoltiplicatori. In questi l’impulso luminoso vie-ne convertito in impulso elettrico ed amplificato. L’amplificaziovie-ne `e possibile perch´e, una volta usciti dal fotocatodo in ingresso al singolo fotomoltiplicatore, i fotoelettroni vengono accelerati verso un sistema di dinodi che moltiplica il numero di elettroni.
La quantit`a di luce prodotta nel cristallo e quindi l’ampiezza degli impulsi elettrici generati dai fotomoltiplicatori sar`a direttamente proporzionale all’energia della radiazione inciden-te. Tramite calcoli di aritmetica di posizione e sistemi di riferimento, si individua il punto sorgente di ciascuna radiazione in base all’intensit`a con cui il segnale arriva sui fotomolti-plicatori.
Come gi`a detto, `e importante rivelare solo i fotoni primari che, usciti dalla zona di cap-tazione nel corpo del paziente, arrivano direttamente sul rivelatore senza subire effetti di attenuazione. Per questo motivo, i fotoni γ che raggiungono la gamma camera vengono conteggiati ai fini dell’immagine finale se e solo se hanno un’energia che ricade all’interno di una finestra simmetrica, in un intorno di ± 20% rispetto al picco fotonico, che per il99mTc `
La risoluzione energetica del sistema `e correlata alla larghezza della distribuzione delle energie degli impulsi elettrici (gaussiana):
Figura 2.5: FWHM e distribuzione delle energie rivelate
Si misura prendendo la piena ampiezza a met`a altezza (FWHM, Full Width at Half Ma-ximum) del picco fotonico, evidenziata in Figura 2.5: pi `u stretto `e il picco, maggiore `e la risoluzione energetica.
Risoluzione percentuale = F W HM
energia di picco f otonico · 100
Solitamente i valori tipici di risoluzione sono dell’11% - 14% a 140 keV di energia.
La gamma camera `e infine collegata ad un computer che acquisisce i segnali, li elabora e consente la visualizzazione delle immagini.
Nella Figura 2.6 `e mostrato lo schema di una gamma camera:
Capitolo 3
Amiloidosi
3.1
Caratteristiche
L’amiloidosi `e causata da alcune proteine che diventano insolubili, precipitano sotto forma di amiloide e si depositano negli interstizi di vari organi e tessuti, dei quali alterano forma e funzione.2, 3
La classificazione delle varie proteine costituenti le fibrille di amiloide e dei diversi tipi di amiloidosi `e stata aggiornata dal Nomenclature Committee of the International Society of Amyloidosis nel 2010.
Ad oggi sono conosciute pi `u di 20 proteine differenti in grado di formare fibrille di amiloide, ma struttura e colorazioni sono le medesime per tutti i depositi fibrillari, indipendentemente dal tipo di proteina precursore:2–5
• il microscopio ottico a luce normale li presenta come sostanza amorfa;
• al microscopio a luce polarizzata dopo colorazione con rosso Congo mostrano una birifrangenza verde mela;
• il microscopio elettronico rivela un’ultrastruttura di fibrille con diametro tra i 7 e i 10 nm;
3.2
Classificazione
Dal punto di vista clinico le amiloidosi si classificano in amiloidosi localizzate e amiloi-dosi sistemiche.
L’amiloidosi si dice localizzata quando la proteina amiloidogenica si deposita nel sito dove `
e stata prodotta, interessando tipicamente un singolo organo, ad esempio il cuore.
L’amiloidosi si dice sistemica, invece, quando la proteina amiloidogenica si deposita in un sito diverso e a volte anche molto distante dal sito di produzione, coinvolgendo cos`ı pi `u organi e apparati.
Un’ulteriore classificazione viene fatta in base al tipo di proteina precursore delle fibrille di amiloide e al conseguente meccanismo di errata aggregazione. Essa distingue le amiloidosi principalmente in AL (amiloidosi da catene leggere) e ATTR (amiloidosi da transtiretina).6, 7
3.2.1
Forma AL
La forma AL `e cos`ı chiamata perch´e qui le fibrille di amiloide derivano da una spropor-zionata proliferazione delle catene leggere (Light Chains) monoclonali delle immunoglobu-line.2 Esse si depositano nei tessuti, danneggiandoli sia dal punto di vista strutturale che fisiologico e sono eccessivamente dannose per le cellule del miocardio.
L’et`a media dei pazienti `e 62 anni, con una percentuale di diffusione maggiore per il genere maschile.
Questo tipo di amiloidosi coinvolge tutte le volte pi `u organi e tessuti e la stragrande maggio-ranza dei pazienti presenta interessamento a livello di rene, cuore, fegato, sistema nervoso autonomo, lingua, milza, cute e articolazioni gi`a alla prima diagnosi. Gli effetti sono gravi e l’impatto con la patologia molto duro.
A conferma di come il quadro sia poco incoraggiante, dalla letteratura emerge che in man-canza di terapie specifiche, la malattia progredisce rapidamente registrando una mortalit`a dell’80% entro due anni.
La chemioterapia `e ad oggi l’unico strumento in grado di distruggere il clone plasmacellu-lare,13ma anche una soluzione del genere non `e poi cos`ı banale nella realt`a, se si pensa, da un lato, che pochi pazienti tollerano la severit`a di tale trattamento e, dall’altro, che dai dati risulta purtroppo che solo il 20% di coloro che vi si sottopongono sopravvive a 5 anni.10
3.2.2
Forma ATTR
L’ATTR `e l’amiloidosi correlata alla transtiretina, proteina che trasporta gli ormoni ti-roidei nel sangue. Pu`o essere di due tipi: ATTRm e ATTRw (detta anche SSA).
La forma ATTRm, chiamata anche amiloidosi TTR-relata familiare, `e una forma ereditaria di amiloidosi sistemica, che deriva da mutazioni del gene della transtiretina.11
La transtiretina `e una delle proteine in grado di generare fibrille di amiloide in vivo, ma a differenza delle catene leggere della forma AL, non `e nociva per i cardiomiociti.
Si conoscono pi `u di 100 mutazioni del gene della transtiretina, da cui dipendono numeri altrettanto elevati di fenotipi della malattia. Le mutazioni possono alterare la stabilit`a e la struttura della proteina a tal punto da provocare il distacco e la formazione di amiloide nello spazio interstiziale, principalmente a livello dei nervi del sistema nervoso periferico e autonomo, dei reni e del miocardio.
La transtiretina viene prodotta nel fegato, per cui l’unica speranza di sopravvivenza `e pro-prio il trapianto di fegato,11nonostante sia stato accertato che vi `e una probabilit`a non bassa che anche dopo il trapianto piccole quantit`a di transtiretina nativa non mutata continuino a localizzarsi laddove ci sono gi`a depositi di amiloide, aggravando il quadro di prognosi della malattia. Infatti, in rari casi di grave coinvolgimento cardiaco, si decide per il doppio trapianto di fegato e cuore.8
La forma SSA `e una forma di amiloidosi sistemica non ereditaria, sempre correlata alla transtiretina, ma nella forma non mutata (detta wild-type, da cui ATTRw), che insorge in et`a avanzata (per questo motivo detta senile), prevalentemente nei soggetti anziani di sesso maschile. In questa forma della patologia la transtiretina nativa pu`o diventare instabile dal punto di vista strutturale e innescare un processo di formazione di aggregati mal ripiegati che poi precipitano sotto forma di amiloide.9
Un interessamento sistemico a livello di polmoni, fegato, milza, ghiandole endocrine e trat-to gastroenterico `e molto raro, poich`e le fibrille tendono a depositarsi solitamente solo a livello del cuore. Nonostante ci`o, la malattia avanza pi `u lentamente della forma AL e le circostanze sono meno critiche. Un principio accertato di questa forma di amiloidosi `e la sindrome del tunnel carpale, che in genere sorge 3-5 anni prima.2
Dal punto di vista terapeutico sono da escludere trattamenti molto severi per via dell’et`a avanzata dei pazienti, per cui solamente nei rari casi in cui la patologia insorga prima dei 65 anni una soluzione potrebbe essere il trapianto di cuore,10altrimenti non indicato.
3.3
Scintigrafia per la diagnosi di amiloidosi cardiaca
Il cuore `e tra i principali bersagli dei depositi di amiloide. La presenza delle fibrille com-porta nel tempo un’alterazione cardiaca sia dal punto di vista strutturale che funzionale. L’esordio della patologia `e un fenomeno di per s´e molto complesso e i rischi sono elevatis-simi, pertanto `e indispensabile avere una diagnosi corretta e in tempi relativamente brevi. Vi `e un’alta probabilit`a di coinvolgimento di pi `u strutture cardiovascolari, tra cui il mio-cardio atrio-ventricolare, il tessuto valvolare, le coronarie e i grandi vasi, associata ad un irrigidimento ed un ispessimento sempre maggiore delle pareti ventricolari e del setto in-teratriale.12
Tra gli strumenti di diagnosi non invasivi dell’amiloidosi cardiaca vi sono l’ecocardiogram-ma e l’elettrocardiograml’ecocardiogram-ma, che evidenziano aspetti distintivi della patologia. Tra questi, un aumento dello spessore tele-diastolico del setto interventricolare, un ispessimento delle valvole atrioventricolari e del setto interatriale ed una tendenza del miocardio ventricolare ad una ecoriflettenza maggiore nel primo caso14e complessi QRS a basso voltaggio insieme a ripolarizzazioni ventricolari irregolari nel secondo.
Il gold standard diagnostico rimane in ogni caso la conferma istologica, basata sulla biopsia endomiocardica. Questa tecnica `e l’unica in grado di fornire precise informazioni circa la posizione, la quantit`a e le modalit`a di distribuzione dei depositi di amiloide, evidenziando inoltre anche l’entit`a dei danni al cuore.
Si tratta per`o comunque di una procedura invasiva cui sono correlati dei rischi, che non pu`o quindi essere di routine. Ecco perch´e `e importante utilizzare tecniche di diagnosi non invasive, ma altrettanto molto accurate, come la scintigrafia.
Nel corso degli ultimi decenni sono stati studiati diversi traccianti scintigrafici per l’indivi-duazione dei depositi di amiloide a livello cardiaco e, nel particolare, `e stato incrementato l’utilizzo dei fosfonati per la forma di amiloidosi cardiaca da transtiretina, in quanto `e stata osservata la tendenza della sostanza amiloide a calcificare nel tempo.
Nella letteratura scientifica vi `e traccia del loro utilizzo a conferma di come la scintigrafia con difosfonati sia un valido e notevole sostituto delle tecniche bioptiche.
Il99mTc-DPD rileva le fibrille di amiloide nel miocardio nelle forme transtiretino-relate (sia mutata che wild-type) ma non nella forma AL, punto chiave in termini di diagnosi differen-ziale tra le due forme di amiloidosi.15, 16
subito l’infiltrazione miocardica grazie alla correlazione lineare tra captazione miocardica del tracciante e massa del ventricolo sinistro.17
Ugualmente la scintigrafia whole-body con99mTc-HMDP riesce ad identificare con sensibi-lit`a e specificit`a molto elevate l’amiloidosi cardiaca TTR-relata nei pazienti che presentano sospetta cardiomiopatia amiloidotica.18
Capitolo 4
Descrizione dello studio
4.1
Popolazione
Nel seguente studio sono stati analizzati i dati scintigrafici di una popolazione di pazienti con sospetta cardiomiopatia amiloidotica, valutati presso gli ambulatori della Fondazione Toscana Gabriele Monasterio di Pisa; di questi, 18 sono risultati positivi per l’amiloidosi cardiaca transtiretino-relata e 20 negativi.
I dati sono relativi ad acquisizioni dinamiche planari della regione toracica effettuate dopo l’iniezione del tracciante 99mTc-HMDP (740 MBq) con una gamma camera a doppia testa munita di collimatori a bassa energia ed alta risoluzione (Low Energy High Resolution, LEHR) (Millennium MG – GE, Haifa, Israel). Tre ore dopo l’iniezione del radiofarmaco sono state acquisite immagini planari total-body (tempo di acquisizione di 10 cm/min) e immagini toraciche statiche (tempo di acquisizione di 5 minuti).
Gli esami sono stati eseguiti e interpretati da un medico specialista in medicina nucleare, che non aveva alcuna informazione sul tipo di patologia dei pazienti.
Le immagini sono state analizzate valutando la presenza e il grado di captazione cardiaca del radiofarmaco. Da qui, la suddivisione in pazienti affetti da amiloidosi cardiaca ATTR e pazienti non affetti da tale patologia.
Le immagini in Figura 4.1 sono immagini toraciche statiche acquisite tre ore dopo l’iniezione del tracciante, rispettivamente per un paziente patologico ed uno non patologico. Nel primo caso vi `e moderato uptake cardiaco e ridotto uptake osseo del tracciante, nel secondo caso assente uptake cardiaco e normale uptake osseo:
(a) Toracica statica a 3h paziente positivo
(b) Toracica statica a 3h paziente negativo
Figura 4.1: Toracica statica acquisita tre ore dopo l’iniezione del tracciante per un paziente positivo e per un paziente negativo
Sulle immagini toraciche statiche `e stata eseguita prima un’analisi qualitativa e poi un’a-nalisi quantitativa.
L’analisi qualitativa prevede l’assegnazione del cosiddetto score di captazione cardiaca.15 E` stato assegnato score 0 in caso di assente uptake cardiaco e normale uptake osseo; score 1 in caso di lieve uptake cardiaco inferiore al grado di uptake osseo; score 2 in caso di mode-rato uptake cardiaco superiore al grado di uptake osseo; score 3 in caso di marcato uptake cardiaco con ridotto o assente uptake osseo.
L’analisi quantitativa prevede, invece, di valutare il grado di captazione del radiofarmaco espresso in conteggi per secondo (cps) all’interno di quattro regioni di interesse (Region Of Interest: ROI) rispettivamente tracciate sulla vena cava superiore per la valutazione del di-stretto vascolare, sul ventricolo sinistro per il didi-stretto cardiaco, sull’emicostato destro per il distretto osseo e sul tessuto molle della regione ascellare destra per il fondo.
Partendo dal valore di questi parametri sono stati quindi calcolati i rapporti cpscuore/cpsfondo
e cpscuore/cpsosso. Dalla combinazione dei risultati dei due tipi di analisi `e stata sviluppata la
distinzione nelle due categorie di pazienti.
La Figura 4.2 mostra invece un’immagine toracica dinamica al tempo t = 1050 secondi per un paziente positivo, che presenta un discreto grado di uptake del radiofarmaco a livello del cuore:
4.2
Materiali e metodi
Per ciascun paziente sono stati elaborati dati scintigrafici relativi ad acquisizioni di-namiche planari della regione toracica da 0 a 1050 secondi. Tali dati, rappresentativi dei conteggi medi al secondo registrati sulle ROI vascolare, di cuore e di costa, sono stati in seguito sottoposti a tre tipi di normalizzazione: la prima li normalizza per la stessa ROI, la seconda per la curva di decadimento dell’isotopo radioattivo utilizzato, la terza per la dose somministrata a ciascun paziente. Le ROI sono evidenziate in Figura 4.3:
(a) ROI vascolare
(b) ROI cuore, ROI costa e ROI fondo
Normalizzazione per la ROI
Normalizzando i dati grezzi dei conteggi medi al secondo per la rispettiva ROI, per ciascun tessuto, si ottengono i conteggi medi per pixel al secondo, indipendenti cio`e dalla grandezza della ROI che potrebbe influenzare il segnale rivelato dalla gamma camera.
pixel counts = ROI counts ROI
Normalizzazione per la curva di decadimento del99mTc
La normalizzazione per l’esponenziale che rappresenta la curva di decadimento nel tempo dell’attivit`a del 99mTc `e necessaria in quanto sarebbe ovvia la diminuzione del numero dei conteggi all’interno della stessa ROI con l’aumentare del tempo di acquisizione. In questo modo si rendono i dati nel tempo indipendenti da questo fattore.
pixel counts decay = pixel counts e−t/τ
Normalizzazione per la dose
La normalizzazione per la quantit`a di dose iniettata, corrispondente al numero iniziale di conteggi medi per pixel, rende i dati indipendenti dalla dose somministrata tramite la sirin-ga. La moltiplicazione per un fattore 1000 `e stata scelta per ottenere valori di un ordine di grandezza visivamente pi `u interpretabile.
pixel counts dose = pixel counts decay
In Figura 4.4 vi `e un esempio di curve TAC dopo le operazioni di normalizzazione:
Figura 4.4: Curve tempo-attivit`a dopo normalizzazione
Esse rappresentano l’emissione radioattiva del tracciante all’interno dei tre distretti di in-teresse durante l’intervallo temporale in esame. Il picco iniziale rappresenta l’entrata del tracciante nel tessuto, mentre la discesa il wash-out dello stesso.
Le curve tempo-attivit`a del cuore e della costa costituiscono il punto chiave di questo stu-dio. Nel paziente risultato positivo alla scintigrafia, negli ultimi istanti temporali, quando il tracciante si `e concentrato e stabilizzato all’interno dei distretti anatomici di interesse, il segnale relativo alla curva cuore `e pi `u alto del segnale relativo alla curva costa. Ci`o `e indicativo della presenza della patologia di amiloidosi cardiaca.
Al contrario, nel paziente risultato negativo alla scintigrafia, negli stessi ultimi istanti tem-porali, il segnale relativo alle due curve `e praticamente comparabile.
`
E importante sottolineare che essendo il99mTc-HMDP un tracciante osseo, anche nel caso di soggetti sani il segnale cardiaco non va mai a zero, in quanto la captazione del tessuto osseo costale posto davanti al cuore si sovrappone alla ROI relativa al ventricolo sinistro.
La Figura 4.5 mostra le curve TAC cuore e costa per un paziente positivo e per un paziente negativo e conferma quanto detto:
(a) TAC cuore e TAC costa positivo: il segnale del cuore `e maggiore del segnale della costa
(b) TAC cuore e TAC costa negativo: il segnale del cuore `e comparabile con il segnale della costa
Il confronto in Figura 4.6 evidenzia meglio come la distanza tra le curve del positivo (in rosso) sia maggiore della distanza tra le curve del negativo (in blu):
4.2.1
Metodi per valutare la presenza della patologia da curve TAC
Tre metodi diversi valutano la presenza della patologia a livello di curve tempo-attivit`a, fornendo ulteriori criteri di distinzione tra pazienti patologici e pazienti sani.
Primo metodo: Retention Index (RI)
Il primo metodo si basa sul calcolo del Retention Index (RI) del cuore, che misura il grado di accumulo della radioattivit`a in sede cardiaca. In letteratura `e stimato come:19
RI = T issue activity (30 min − 40 min) R40
0 blood activity dt
Qui invece `e stato riproposto e utilizzato come rapporto tra il valore della TAC del cuore al tempo t e l’area sottesa dalla curva vascolare, presa come input function, dall’istante temporale 0 all’istante temporale t, cio`e:
RI(t) = Rt T ACcuore(t)
0T ACvascolare(τ ) dτ
Dunque, per ogni paziente `e stata calcolata una curva temporale del Retention Index del cuore che registra per ogni t il valore di RI corrispondente.
In Figura 4.7 e 4.8 `e mostrata la curva temporale del Retention Index del cuore per un paziente positivo e per un paziente negativo:
Figura 4.8: RI negativo
Il risultato `e lo stesso riscontrato a livello di immagini statiche, con un valore di RI maggiore per il paziente patologico nella parte finale della curva, visibile nelle Figure 4.9 e 4.10:
Figura 4.10: Ingrandimento confronto RI positivo e negativo
Secondo metodo: distanza cuore-costa
Il secondo metodo si pone come obiettivo quello di calcolare per ciascun paziente la distanza tra le curve TAC cuore e costa. In particolare, i calcoli hanno come punto di riferimento la parte finale delle due curve, perch´e `e qui che la distanza fa la differenza in un paziente patologico rispetto ad uno non patologico.
Per ogni paziente `e stato dapprima effettuato il calcolo integrale dell’area totale sottesa dalla curva cuore e dalla curva costa con approssimazione al metodo dei trapezi.
In seguito, sono state calcolate le aree sottese da entrambe tra il generico istante temporale t e l’ultimo istante temporale e normalizzate per le aree totali di prima.
Infine, scegliendo come riferimento la curva costa, `e stata calcolata la distanza cuore-costa per ogni t, moltiplicandola per un fattore 100 per ottenere il risultato in termini percentuali.
a(t) = Areacuoret 7−→ end
AreacuoreTOT
b(t) = Areacostat 7−→ end
AreacostaTOT
Distanza percentuale (t) = a(t) − b(t) b(t) · 100
Qui sotto, nelle Figure 4.11 e 4.12, `e mostrata la curva temporale della distanza cuore-costa per un paziente positivo e per un paziente negativo:
Figura 4.11: Distanza cuore-costa positivo
Anche in questo caso il risultato `e il medesimo: nella parte finale della curva si nota infatti come il valore della distanza sia maggiore in presenza di patologia, a conferma di un grado superiore di uptake del tracciante del cuore rispetto all’osso.
Figura 4.13: Confronto distanza cuore-costa positivo e negativo
Terzo metodo: estrazione di parametri da fitting
Il terzo metodo effettua un’operazione di fitting della curva cuore di tutti i pazienti. Per il fitting sono stati utilizzati due diversi modelli: il modello di Feng20e un modello composto da 4 esponenziali. Modello di Feng f (t) = 0 t < τ [A1(t − τ ) − A2 − A3]eλ1(t−τ )+ A2eλ2(t−τ )+ A3eλ3(t−τ ) t ≥ τ
Prevede 7 parametri delay, A1, A2, A3, −λ1, −λ2 e −λ3 distintivi per ogni curva e quindi tabulati per ogni paziente. Non si riscontrano evidenti differenze a livello di parametri tra le due categorie.
Le Figure 4.15 e 4.16 illustrano le curve cuore risultanti dal fitting Feng per un paziente positivo e per un paziente negativo:
Figura 4.16: Fitting Feng negativo Modello multiesponenziale f (t) = 0 t < 0 t k1 β2− β1 [(k3+ k4− β1)e−β1t+ (β2− k3− k4)e−β2t] t ≥ 0 β1 = k2+ k3+ k4 −p(k2+ k3+ k4)2− 4k2k4 2 β2 = k2+ k3+ k4+p(k2+ k3+ k4)2− 4k2k4 2
Prevede 4 macroparametri di fitting k1, k2, k3 e k4, pi `u due parametri derivati da questi
ki= k1· k3 k2+ k3 e kd = k1 k2
, anche questi specifici per ogni soggetto e tabulati.
Come nel modello precedente, essi non presentano particolari valori distintivi della cate-goria di appartenenza.
Le curve cuore risultanti dal fitting multiesponenziale per un paziente positivo e per un paziente negativo sono rappresentate nelle Figure 4.17 e 4.18:
Figura 4.17: Fitting multiesponenziale positivo
Entrambi i modelli di fitting risultano pi `u efficienti per le curve cuore di pazienti sani, con valori di resnorm (norma quadratica dei residui tra curva sperimentale e modello) generalmente pi `u bassi, come mostrano le immagini in Figura 4.19:
(a) Feng model positivo (b) Feng model negativo
(c) Multiexponential model positivo (d) Multiexponential model negativo
Figura 4.19: Confronto della bont`a dei due modelli di fitting per un paziente positivo e per un paziente negativo
4.2.2
Valutazione del tempo minimo per distinguere la presenza
del-la patologia
I metodi descritti vengono ora impiegati per valutare il tempo minimo di acquisizio-ne in grado di fornire informazioni circa la presenza o meno della patologia. Un risultato di questo genere si propone come obiettivo quello di ridurre gli attuali tempi di imaging medico-nucleare per l’amiloidosi cardiaca transtiretino-relata.
La seconda parte di questo lavoro di tesi consiste nell’analisi statistica dei dati per trovare parametri e risultati statisticamente significativi.
RI
Date le due distribuzioni, RI dei pazienti positivi e RI dei pazienti negativi, `e stata valutata la gaussianit`a delle due per ogni singolo istante temporale. Per far ci`o, `e stato utilizzato il test di Kolmogorov-Smirnov (lavora bene su set di dati < 50 ed `e poco sensibile agli errori di misura) con alpha pari a 0,05 ed `e emerso che sia la distribuzione RI dei pazienti pato-logici, sia quella dei non patopato-logici, `e non gaussiana per ogni t. Pertanto `e stato in seguito applicato il test non parametrico per dati non gaussiani e non appaiati di Mann-Whitney per verificare se i due insiemi di dati fossero estratti da distribuzioni continue (popolazioni) con mediane coincidenti. Anche questo per ogni singolo istante temporale.
Il risultato del test statistico `e stato un rifiuto dell’ipotesi nulla a partire da un istante tem-porale compreso nell’intervallo ]119,75 ; 150] secondi. Ci`o significa che da qui in poi le due curve e quindi le due distribuzioni di pazienti si differenziano significativamente.
Distanza cuore-costa
Analoga procedura `e stata eseguita per il metodo basato sul calcolo della distanza tra la cur-va cuore e la curcur-va costa. Il test di gaussianit`a sulle distribuzioni della distanza cuore-costa di positivi e negativi ha ribadito la non gaussianit`a per entrambe per ogni istante temporale, per cui `e stato anche qui applicato il test non parametrico di Mann-Whitney.
Il risultato del test statistico `e stato un rifiuto dell’ipotesi nulla a partire da un istante tem-porale compreso nell’intervallo ]210 ; 270] secondi. Come prima, questo risultato `e statisti-camente significativo per la distinzione di un paziente patologico da un paziente sano.
Fitting
Anche per i due modelli di fitting delle curve cuore dei due gruppi di pazienti `e stata verifi-cata l’ipotesi di gaussianit`a con il test di Kolmogorov-Smirnov ed in seguito `e stato applicato il test di Mann-Whitney, perch´e i dati si sono rivelati non gaussiani, ma questa volta per ogni parametro di fitting restituito in output dall’algoritmo.
Inoltre, la stessa procedura `e stata reiterata effettuando il fitting delle curve TAC sperimen-tali in scala temporale via via minore, al fine di verificare il tempo minimo di acquisizione per una discreta bont`a del fitting e l’eventuale significativit`a statistica dei suoi parametri di output.
Nel modello di Feng i parametri sono: delay, A1, A2, A3, −λ1, −λ2e −λ3.
Considerando il fitting dell’intera curva temporale sperimentale, per ogni singolo parame-tro, ad eccezione del delay, `e stata verificata dapprima la gaussianit`a delle due distribuzioni di positivi e negativi, che ha dato esito di non gaussianit`a per entrambe in tutti i casi, e poi `e stato applicato il test di Mann-Whitney. `E stata accettata l’ipotesi nulla al 5% di si-gnificativit`a per tutti i parametri. Non `e stato quindi necessario eseguire il fitting a tratti, essendo gi`a questo risultato non utile ai fini di questo task. Si ricorda, infatti, che sono gli ultimi istanti temporali delle curve TAC scintigrafiche quelli di interesse, perch´e descrivono il maggiore o comparabile grado di uptake del tracciante da parte del cuore rispetto all’osso. Ci`o significa che i campioni sono stati estratti da popolazioni aventi stesse mediane, per cui non c’`e significativit`a statistica per la distinzione dei due gruppi di pazienti. Perci`o non `e possibile individuare il tempo cercato con questo modello di fitting.
Nel modello multiesponenziale i parametri sono: k1, k2, k3, k4, kie kd.
Per analogia con il precedente, per prima cosa sono stati elaborati i dati relativi al fitting delle intere curve TAC sperimentali, verificando per ogni parametro la gaussianit`a delle due distribuzioni. Anche queste sono risultate non gaussiane per tutti i parametri, quindi `e stato applicato il test statistico di Mann-Whitney.
I parametri che hanno comportato il rifiuto dell’ipotesi nulla del test sono stati k1, k2, k3, k4
e ki, per cui si `e proceduto con il fitting a tratti delle curve per verificare per quale o quali tra questi parametri i dati fossero statisticamente significativi per la distinzione di un paziente sano da uno affetto dalla patologia.
Il risultato `e stato che per il kile due curve si distinguono dopo un tempo minimo compreso
Capitolo 5
Risultati e discussione
5.1
Risultati
Le Figure 5.1 e 5.2 riassumono i risultati del test di Mann-Whitney per i metodi RI e distanza cuore-costa:
Figura 5.2: Test di Mann-Whitney distanza cuore-costa
Entrambe le figure mettono in risalto il punto in cui le due mediane si distanziano apprez-zabilmente, dimostrando che da qui in poi le due distribuzioni di pazienti si differenziano significativamente.
La Tabella 5.1 riassume i risultati del test di Mann-Whitney per il modello multiesponen-ziale:
La prima riga in rosso accetta l’ipotesi nulla H0, cio`e che i due campioni provengono da
popolazioni con mediane coincidenti. Infatti la differenza delle mediane di patologici e non patologici tende a 0.
La seconda riga in rosso rifiuta l’ipotesi nulla H0: la differenza tra le mediane aumenta di
tre ordini di grandezza e segna cos`ı il punto di transizione verso la significativit`a statistica nella distinzione delle due categorie di pazienti.
La Tabella 5.2 riepiloga i risultati ottenuti:
Metodo Tempo minimo
RI t ∈ ]2, 2.5] minuti
Distanza cuore-costa t ∈ ]3.5, 4.5] minuti Modello multiesponenziale t ∈ ]2.5, 3.5] minuti per il ki
5.2
Discussione
Tutti e tre i metodi descritti si sono rivelati efficaci nella valutazione della presenza di amiloidosi cardiaca TTR-relata da curve TAC.
Nell’individuazione del tempo minimo necessario per distinguere la presenza della patolo-gia, invece, i risultati sono stati diversi.
Al momento si pu`o considerare pi `u attendibile il risultato raggiunto con il metodo basa-to sul calcolo del Retention Index del cuore, che misura l’effettivo grado di captazione del tracciante l`ı dove si concentrano i depositi di amiloide, anche se comunque l’intervallo di oscillazione `e lo stesso in tutti i casi, tra i due e i quattro minuti. D’altronde, dalle curve TAC si nota come il picco vascolare si esaurisca subito, nel giro di massimo due minuti, quindi `e ragionevole pensare che si abbia subito differenza di segnale tra le due categorie di pazienti.
D’altra parte, anche quello ottenuto per il ki del fitting multiesponenziale potrebbe essere ritenuto un risultato affidabile, essendo combinazione di pi `u parametri della singola curva, ma andrebbe comunque risperimentato per una popolazione di pazienti pi `u vasta, con mag-giori probabilit`a di riscontro, anche a livello di valori dei parametri di output dell’algoritmo, della differenza tra le due categorie di soggetti .
Ad ogni modo questo risultato `e molto importante, perch´e suggerisce la possibilit`a di ese-guire la scansione scintigrafica in una fase molto pi `u precoce rispetto alle tre ore post-iniezione attualmente indicate. Se questo dato sar`a confermato da ulteriori studi con una casistica pi `u ampia si potr`a tradurre in una modifica della metodica di acquisizione con una significativa riduzione dei tempi richiesti dall’imaging per discriminare soggetti sani da soggetti affetti da amiloidosi cardiaca TTR-relata.
Capitolo 6
Conclusioni
6.1
Limiti dello studio e sviluppi futuri
Il limite maggiore riscontrato in questo studio `e stato il fatto che il tracciante 99m Tc-HMDP `e un tracciante non metabolico ma di deposito, per cui nei due modelli di fitting utilizzati `e stato difficile associare parametri e costanti direttamente alla cinetica del radio-farmaco.
L’unica cosa certa `e che questo si deposita e stabilizza a livello cardiaco in corrispondenza delle fibrille di amiloide, ma non `e implicato nel metabolismo di alcuna sostanza.
Sviluppi futuri potrebbero essere la validazione del parametro Retention Index con ulteriori studi scintigrafici, essendo stato questo trattato e riportato in letteratura fino ad ora solo relativamente alla PET, insieme alla sperimentazione di nuovi e specifici algoritmi di fitting per curve scintigrafiche con tracciante di deposito.
Sarebbe infine opportuno ripetere l’analisi su immagini planari dinamiche acquisite con un campionamento maggiore dell’asse temporale in corrispondenza degli ultimi istanti, laddo-ve si concentra il lavoro di questa tesi.
E ancora, l’applicazione su un numero maggiore di pazienti degli stessi algoritmi di calcolo e di fitting utilizzati, con lo scopo di verificare la robustezza dei risultati ottenuti.
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