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Artigo Original

Avaliação Clínica da Estimulação em Malha Fechada usando Estimulação Ventricular e Eventos de Sensibilidade: um Estudo Multicêntrico

Clinical evaluation of closed-loop stimulation using ventricular paced and sensed events

Cândido R. M. GOMESI, Lúcia C. D. SOBRALI, Vivian UEBEI, Cilene COSTAI, Oswaldo Tadeu GRECOII, Augusto CARDINALLI NETOII, José JAZBIK SOBRINHOIII, José de Jesus E. REYNOSOIV, Gerald CZYGANV, Michael LIPPERTV, Matthias SCHIERV, David HASTINGSVI, Volker LANGVI, Katerina de METZVII, Rogério Q. ZARZAVIII

INTRODUÇÃO

Pacientes com comprometimento da função do nó sinusal obtém benefícios com o uso de marcapassos cardíacos com adaptação de freqüência. Um sensor ideal para a adaptação de freqüência deve ser proporcional à carga, reagir rapidamente a mudanças de carga e ter sensibilidade e especificidade altas para todos os tipos de demandas cardiovasculares.

O conceito de Estimulação em Malha Fechada (Closed-Loop Stimulation - CLS), introduzido por Schaldach et al.1,2, é um método de estimulação com adaptação de freqüência baseado no monitoramento contínuo da dinâmica de contração do miocárdio que utiliza a impedância ventricular direita (VD) unipolar. Para medi-la impedância não é necessário um eletrodo especial, podendo ser usado qualquer eletrodo unipolar ou bipolar localizado no ventrículo.

Ao contrário dos sistemas de malha aberta, os sistemas de adaptação de freqüência em malha fechada são baseados em um sinal de sensor derivado do sistema cardiovascular, ou seja, a magnitude da impedância medida é diretamente controlada pelo componente do sistema nervoso autônomo que regula a circulação3. Tais sinais são influenciados pela freqüência cardíaca por meio de um mecanismo de retorno negativo. Se a freqüência de estimulação é maior que a demanda fisiológica, o sensor sinaliza o aumento da freqüência por meio de mecanismos de retorno natural e o sistema estabiliza-se automaticamente.

Oswald et al.4 correlacionaram o parâmetro inotrópico derivado do sinal de impedância intracavitária com o gradiente de pressão máximo do VD (dp/dtmáx) durante a aplicação de dobutamina intravenosa em doses graduadas. Encontraram correlação importante (r2 = 0,92) entre o gradiente de pressão máximo do VD, o parâmetro inotrópico para estimulação e os batimentos de sensibilidade durante estimulação VVI. Como o dp/dtmáx é um índice aceito para avaliar a contratilidade miocárdica, concluíram que a impedância unipolar reflete a contratilidade5.

Binggeli et al.6 verificaram a existência de correlação entre o sinal do sensor de impedância e a atividade nervosa simpática dos músculos. A eficácia clínica do sistema de estimulação com adaptação de freqüência em malha fechada foi estudada por Vijay et al.7 durante a realização de teste ergométrico em esteira com 52 pacientes. Os dados mostraram-se compatíveis com os de indivíduos saudáveis. Demonstraram um retorno de freqüência negativa na estabilidade do sistema8.

A primeira experiência de uso da estimulação em malha fechada no marcapasso Inos2+ CLS (Biotronik, Alemanha) mostrou uma limitação importante, já que o sistema avaliava somente o sinal de impedância nos eventos de estimulação ventriculares e, dessa maneira, exigia estimulação do ventrículo direito para resposta da freqüência de adaptação. Recentemente, foi introduzido um método aperfeiçoado que supera essa limitação e avalia a impedância intracavitária em ambas as situações: estimulação ventricular e eventos de sensibilidade ventricular. O método foi descrito por Pieragnoli et al.9, que avaliou a resposta de freqüência durante atividades da vida cotidiana.

O objetivo principal deste estudo multicêntrico foi avaliar o funcionamento da adaptação de freqüência usando o método de estimulação em malha fechada sob condições padronizadas. Foi investigada a resposta de freqüência durante teste ergométrico em esteira, com mudanças posturais. O comportamento da freqüência cardíaca ao longo do dia foi observado por meio de um gravador digital de 24 horas (Holter).


MATERIAL E MÉTODOS

Foram incluídos no estudo 27 pacientes inscritos em quatro centros, sendo 15 homens e 12 mulheres, com idade média de 64 ± 14 anos. A distribuição entre as classes funcionais NYHA I, II, III e IV foi 16, 5, 3 e 3, respectivamente (classe NYHA média 1,7 ± 1,1). A doença do nó sinusal foi a indicação primária para a estimulação. Foram excluídos os pacientes com fibrilação atrial permanente ou doença cardíaca isquêmica.

Todos receberam dispositivos Protos DR/CLS (Biotronik, Alemanha). Este marcapasso de dupla-câmara com adaptação de freqüência inclui um módulo para medir a impedância intracavitária unipolar, ou seja, entre a ponta do eletrodo ventricular e a carcaça do marcapasso. Um algoritmo interno avalia o sinal de impedância e ajusta a freqüência de adaptação correspondente às mudanças detectadas na contratilidade do miocárdio.

Ao contrário de outros sistemas de marcapasso, a avaliação não é restrita aos eventos de estimulação ventricular, pois o algoritmo também avalia os batimentos próprios do paciente. O dispositivo inclui uma histerese AV para investigar e apoiar a condução AV intrínseca. Os batimentos de fusão são automaticamente detectados e excluídos da avaliação. O algoritmo limita o aumento da freqüência de estimulação durante o repouso, usando informação do acelerômetro, também presente nesse marcapasso.

O propósito deste estudo foi avaliar a freqüência cardíaca versus o estágio de carga durante um teste ergométrico em esteira limitado por sintomas. Foi utilizado um protocolo de exercícios cronotrópicos (CAEP) criado especialmente para avaliar pacientes com incompetência cronotrópica10. A vantagem do CAEP, em comparação com o protocolo de Bruce, é permitir uma graduação mais precisa entre os estágios de carga, proporcionando melhor resolução para avaliação do exercício sub-máximo11.

Para análise, foi calculada a média da freqüência cardíaca nos últimos 30 segundos a cada 2 minutos de estágio de carga. Para cada teste, foi determinada a regressão linear das freqüências de estimulação obtidas versus as freqüências cardíacas esperadas por Wilkoff, em um modelo linear normatizado que descreve a freqüência cardíaca esperada para cada período de carga, expressa em equivalentes metabólicos (METS)12,13. A freqüência cardíaca esperada é calculada por meio da seguinte fórmula:




PHR(stage): freqüência cardíaca esperada para um período de carga METS(stage).

PHRmáx: freqüência cardíaca esperada em carga máxima METSmáx.

PHRrest: freqüência cardíaca esperada em repouso METSrest = 1.

METS(stage): consumo de energia relativa do paciente com carga útil (stage).

METSmáx: consumo de energia relativa alcançada com carga útil máxima.

METSrest: o consumo de energia relativa em repouso é 1 METS.

O PHRmáx é a freqüência máxima do sensor programada no marcapasso, o PHRrest é a freqüência básica programada e o METSmax é a carga útil aplicada na etapa mais alta. O METS (stage) foi calculado pela velocidade e pelo grau de inclinação. A freqüência de repouso foi definida como a freqüência cardíaca mais baixa registrada durante os períodos de repouso nas 24 horas anteriores. A freqüência máxima do sensor foi programada para um valor apropriado entre 70% e 80% da freqüência esperada para a idade (220 bpm - a idade em anos), de acordo com a idade e a condição cardiovascular do paciente.

A hipótese primária postulava que, durante um teste em esteira CAEP, o intervalo de confiança de 95% da regressão das freqüências cardíacas observadas versus as freqüências esperadas cairia de 0,65 a 1,35. Pacientes incapazes de completar pelo menos quatro etapas de carga no teste de esteira foram excluídos da análise por insuficiência de dados para realizar uma regressão linear fidedigna.

Os objetivos secundários do estudo foram observar a especificidade da adaptação de freqüência e avaliar a freqüência cardíaca durante um teste ortostático ativo. A hipótese era que, após uma mudança da posição supina para a posição em pé estacionária, o aumento da freqüência no período de 1 minuto seria superior a 5, mas inferior a 20 bpm. Esses limites refletem o comportamento fisiológico em tais desafios posturais0,0. O aumento da freqüência deve ser suficiente para evitar tonturas e síncopes.

Um objetivo secundário do estudo foi avaliar a mudança de freqüência quanto da mudança da posição supina esquerda/direita para supina direita/esquerda. Esperava-se que a mudança transitória de freqüência no 1 minuto subseqüente à mudança de posição (supina) fosse inferior a 20 bpm.

Os dados das tendências postural e ergométrica foram registrados na memória do dispositivo a cada batimento. Os batimentos de estimulação e sensibilidade foram diferenciados pelos marcadores (canal de marcas) do marcapasso.

Além dos objetivos primários e secundários, foram registradas na memória do marcapasso as tendências da freqüência de 24 horas para todos os pacientes. Para um subconjunto de pacientes foram obtidas tendências adicionais da freqüência de 24 horas com um gravador digital (Holter externo). As variações circadianas da freqüência cardíaca foram avaliadas. A hipótese era que a média da freqüência diurna seria maior que a média da freqüência noturna15-17. Esperava-se que a diferença entre as médias diurnas e noturnas fosse inferior a 20 bpm.

A freqüência noturna foi ajustada para o horário de sono de cada indivíduo, com base em seus registros diários. As tendências de 24 horas foram misturadas aos registros diários de cada paciente e analisadas para adequação das freqüências obtidas.

A investigação foi realizada como um estudo multicêntrico. Na primeira avaliação clínica, o marcapasso foi programado para o modo DDD-CLS. A freqüências básica e máxima do sensor e os parâmetros da histerese AV foram ajustados para cada paciente individualmente. Na segunda avaliação clínica, duas semanas após a primeira, foram realizados testes ortostático e em esteira ergométrica, segundo o protocolo CAEP. No início de cada avaliação clínica, os ajustes gerais do marcapasso foram verificados e os dados armazenados foram interrogados. Alguns pacientes realizaram um registro Holter de 24 horas.


RESULTADOS

Ergometria em esteira


Quatorze pacientes completaram quatro ou mais estágios de carga em esteira ergométrica e foram incluídos nas análises. Sete foram excluídos, uma vez que não foram capazes de realizar o protocolo de ergometria exigido para pelo menos quatro níveis de carga. Três pacientes não tentaram o teste em esteira e outros três apresentaram arritmia durante o teste, dois com fibrilação atrial e um com alta incidência de extra-sístole ventricular.

As Figuras 1A e 1B apresentam as tendências da freqüência cardíaca no teste ergométrico de um indivíduo e a correlação com o modelo Wilkoff. A Tabela 1 apresenta a correlação dos parâmetros com o modelo Wilkoff para todos os resultados dos testes com esteira. A Figura 2 apresenta uma representação gráfica dos resultados dos testes que foram incluídos no estudo.


Figura 1 - A: Exemplo de tendência da freqüência cardíaca de um paciente durante teste em esteira ergométrica. As porcentagens da estimulação ventricular e atrial são registradas em bits de 16 segundos. As barras tracejadas indicam os períodos de carga (velocidade em mph/grau em %). B: A correlação da freqüência cardíaca observada (média de 30 segundos depois de 1:30 minuto de cada período de carga) versus a freqüência prognosticada por Wilkoff para a mesma tendência. Cada ponto assinala um período de carga.




Figura 2 - Resultados dos testes de esteira ergométrica usando o protocolo CAEP. As linhas mostram as freqüências atriais observadas para cada período de carga completado vs. a freqüência preditiva para cada paciente. A linha grossa indica o comportamento do sensor ideal (inclinação/declive 1.0).



Em resumo, a inclinação média para quatorze pacientes foi 0,851 ± 0,254. Os limites máximos e mínimos foram 0,705 e 0,996, respectivamente, com intervalo de confiança de 95%. A reação da freqüência durante os exercícios foi monitorada por sensor na maior parte do tempo. Foi observada a adaptação de freqüência para ambos os tipos de eventos ventriculares, intrínseco e estimulado.

Teste Ortostático

Um subgrupo de dezenove pacientes realizou o protocolo ortostático. Quatro foram excluídos das análises por arritmias que ocorreram durante o teste. Sete foram monitorados pelo ritmo sinusal intrínseco durante a transição da posição inclinada para a em pé e serviram como grupo de controle.

A média de aumento da freqüência sinusal para o grupo de controle foi de 9,3 ± 7,3 bpm, com variação de 2,3 a 23,3 bpm (N = 7). A média de aumento da freqüência de estimulação para o algoritmo CLS foi de 12,9 ± 6,1 bpm, com variação de 4,1 a 20,9 bpm (N = 8). A média de aumento da freqüência de estimulação foi significativamente maior que o limite mínimo esperado de 5 bpm (p = 0,008) e menor que o limite máximo esperado de 20 bpm (p = 0,013). A média de aumento da estimulação atrial (12,9 bpm) não foi significativamente diferente do aumento da freqüência sinusal (9,3 bpm) observada dentro do grupo controle (p = 0,31).

O aumento médio da freqüência máxima foi de 3,2 ± 2,1 bpm, com variação de 0,0 a 6,4 bpm (N = 15). Associado a qualquer mudança da posição supina, mostrou-se significativamente menor que 10 bpm (p < 0,001) e menor que o aumento da freqüência associada com a postura em pé/levantar-se (p < 0,001). Nenhuma alteração de freqüência excedeu 10 bpm. A Tabela 2 resume os resultados dos testes posturais. Nenhum paciente apresentou sintomas durante o procedimento.




Tendência da Freqüência de 24 Horas

Foram avaliadas as estatísticas dos marcapassos dos 27 pacientes. Um paciente foi excluído da análise por causa da alta porcentagem de mode switch (modo de chaveamento). Foram registrados dois dias completos para dois pacientes e outros sete dos foram monitorados com um dispositivo de gravação digital (Holter externo). Foram analisados no total 35 dias completos de gravação. Cada paciente foi observado por pelo menos um dia.

A Figura 3a mostra um exemplo da tendência de 24 horas. Todos os pacientes apresentaram variação da freqüência circadiana. A média da diferença da freqüência circadiana, ou seja, a média da diferença entre a freqüência diurna média e a freqüência noturna média, foi 9,3 ± 5,6 bpm, com variação de 1,8 a 18,5 bpm. A Figura 3b mostra a média do curso da freqüência média nas 24 horas sobre a população total de pacientes. Na tabela III, os resultados deste estudo são comparados com os da literatura. Não foi observado nenhum efeito colateral, como estimulação de freqüência alta e inapropriada. Os pacientes não manifestaram queixas em relação ao funcionamento do dispositivo.


Figura 3 - A: Registro de tendência da freqüência atrial de 24 horas. Para um indivíduo. B: A média da freqüência cardíaca média de 24 horas de todos os pacientes (N = 27). Uma tendência de cada paciente é incluída na média.




DISCUSSÃO

Usando o protocolo CAEP, a média de inclinação nos testes de esteira ergométrica foi 0,851, ligeiramente abaixo do valor ideal de 1,0. O intervalo de confiança de 95% [0,705 a 0,996] manteve-se dentro da variação estimada de [0,65 a 1,35]. Os resultados do teste de esteira foram similares aos valores observados em outros sistemas de marcapasso com adaptação de freqüência durante um protocolo CAEP.

  • Acelerômetro e volume-minuto (duplo-sensor): declive/inclinação média 0,81; intervalo de confiança 95% [0,76 a 0,86]; N = 87 (Kappa 700, Medtronic, EUA)0.
  • Intervalo QT e volume-minuto (duplo-sensor): declive/inclinação média 0,82; intervalo de confiança 95% [0,77 a 0,87]; N = 46 (Diva, Vitatron, Holanda)0.
  • Acelerômetro e volume-minuto (duplo-sensor): inclinação/declive médio 0,81; intervalo de confiança 95% [0,73 a 0,89]; N = 51. Somente volume-minuto: inclinação/declive médio 0,83; intervalo de confiança 95% [0,74 a 0,92]; N = 45, (Pulsar Max, Guidant, EUA)0.


O teste ortostático demonstrou que o método de estimulação CLS também modula a freqüência cardíaca na ausência de exercício físico. Quando a posição supina é mudada para em pé (ereta), o sistema cardiovascular ajusta a contratilidade e a freqüência cardíaca para manter a perfusão sistêmica e a pressão sangüínea adequadas.

O aumento médio da freqüência monitorada por sensor é compatível com o aumento da freqüência intrínseca do nó sinusal observado em um subgrupo de pacientes. Esses valores são consistentes com os de indivíduos saudáveis0,0. Cron et al.0 não encontraram desvios de freqüência nos testes de inclinação. Esses resultados contraditórios são atribuídos ao algoritmo modificado do marcapasso.

As médias das freqüências de 24 h observadas neste estudo (74,7 bpm) foram praticamente idênticas aos valores relatados na literatura (73,7 bpm). A freqüência diurna foi ligeiramente menor e a noturna, maior, de modo que a diferença entre as freqüências diurna e noturna ficou abaixo dos valores da literatura para a variação circadiana. Uma das explicações para isto é a idade avançada dos pacientes estudados, em média 15 anos a mais que as idades relatadas na literatura, além da capacidade física reduzida e do estilo de vida dos pacientes. Um número significativo de pacientes (11 de 27) foi classificado na classe funcional NYHA II ou maior, indicando presença de doenças cardíacas. É notável que Griesbach et al.22 tenham encontrado resultados muito similares aos do marcapasso Inos2+ CLS.


CONCLUSÃO

Estudos anteriores mostraram que o marcapasso dotado do sensor CLS realiza uma adaptação de freqüência fisiológica baseada na detecção da contratilidade miocárdica que estabiliza o ciclo de controle cardiovascular. O aperfeiçoamento do sensor CLS do Protos DR/CLS supera a limitação dos marcapassos anteriores, que necessitavam de estimulação ventricular para medir a impedância. Neste dispositivo, a adaptação de freqüência resulta tanto da estimulação ventricular quanto de eventos de sensibilidade ventricular, mantendo-se a condução atrioventricular intrínseca, se essa estiver intacta. Desse modo, o marcapasso mantém uma seqüência elétrica mais natural e proporciona maior eficiência hemodinâmica que a obtida com estimulação artificial.

Durante este estudo, vários testes foram realizados para investigar a eficácia do marcapasso CLS aperfeiçoado. As hipóteses foram confirmadas e os objetivos, alcançados. O sistema foi considerado seguro e efetivo, tendo demonstrado comportamento fisiológico apropriado no que diz respeito às funções cardiovasculares avaliadas.

Uma limitação deste estudo é pequeno número de pacientes. Aqueles com classe funcional III e IV não conseguiram completar o protocolo por limitação funcional. A investigação limitou-se a avaliar a resposta da freqüência aos exercícios físicos, às mudanças ortostáticas e às variações das freqüências circadianas. A resposta do sistema ao estresse mental e à qualidade de vida dos pacientes deve ser investigada.


REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS

1 Schaldach M, Hutten H. Intracardiac Impedance to Determine Sympathetic Activity in Rate Responsive Pacing. Pacing Clin Electrophysiol 1992;15:1778-86.

2 Schaldach M, Urbaszek A, Stroebel JP, Heublein B. Rate-Adaptive Pacing Using a Closed-Loop, Autonomic Nervous System Controlled Pacemaker. J Am Coll Cardiol 1995;3:22-32.

3 Lau CP. The Range of Sensors and Algorithms Used in Rate Adaptive Cardiac Pacing. Pacing Clin Electrophysiol 1992;15:1177-211.

4 Oswald S, Cron T, Grädel C, et al. Closed-Loop Stimulation Using Intracardiac Impedance as a Sensor Principle: Correlation of Right Ventricular dp/dtmax and Intracardiac Impedance During Dobutamine Stress Test. Pacing Clin Electrophysiol 2000;23:1502-8.

5 Opie LH. Ventricular Function. In: Opie LH, editores. The Heart - Physiology, from Cell to Bedside. 3 ed. Philadelphia: Lippincott-Raven, 1998:343-89.

6 Bingelli C, Duru F, Corti R, et al. Autonomic Nervous System-Controlled Cardiac Pacing: A Comparison Between Intracardiac Impedance Signal and Muscle Sympathetic Nerve Activation. Pacing Clin Electrophysiol 2000;23:1632-7.

7 Vijay N, DeMetz K, Dolan M, Skodacek K, Adams B. A Prospective Multicenter Study Demonstrating Safety and Effectiveness of Closed Loop Stimulation. Prog Biomed Res 2001;6:397-401.

8 Christ T, Schier M, Brattström A, et al. Rate-Adaptive Pacing Using Intracadiac Impedance Shows No Evidence for Positive Feedback During Dobutamine Stress Test. Europace 2002;4:311-5.

9 Pieragnoli P, Colella A, Michelucci A, et al. A New Algorithm for Closed Loop Stimulation: Feasibility Study. Pacing Clin Electrophysiol 2003;26:229-32.

10 Wilkoff BL, Corey J, Blackburn G. A Mathematical Model of the Cardiac Chronotropic Response to Exercise. J Electrophysiol 1989;3:176-80.

11 Fletcher GF, Balady GJ, Amsterdam EA, et al. Exercise Standards for Testing and Training: A Statement for Healthcare Professionals from the American Heart Association. Circulation 2001;104:1694-740.

12 Kay GN. Quantisation of Chronotropic Response: Comparison of Methods for Rate-Modulating Permanent Pacemakers. J Am Coll Cardiol 1992;20:1533-41.

13 Braune S, Auer A, Schulte-Mönting J, Schwerbrock S, Lücking CH. Cardiovascular Parameters: Sensitivity to Detect Autonomic Dysfunction and Influence of Age and Sex in normal Subjects. Clinical Autonomic Research 1996;6:3-15.

14 von Scheidt W. Chronische arterielle Hypotension. In: Erdmann E, editores. Klinische Kardiologie: Krankheiten des Herzens, des Kreislaufs und der herznahen Gefäße. 5 ed. Berlin: Springer, 2000:817-34.

15 Caruana MP, Lahiri A, Cashman PM, Altman DG, Raftery EB. Effects of Chronic Congestive Heart Failure Secondary to Coronary Artery Disease on the Circadian Rhythm of Blood Pressure and Heart Rate. Am J Cardiol 1988;62:755-9.

16 Huikuri HV, Kessler KM, Terracall E, Castellanos A, Linnaluoto MK, Myerburg RJ. Reproducibility and Circadian Rhythm of Heart Rate Variability in Healthy Subjects. Am J Cardiol 1990;65:391-3.

17 Van de Borne P, Abramowicz M, Degre S, Degaute JP. Effects of Chronic Congestive Heart Failure on 24-hour Blood Pressure and Heart Rate Patterns: a Hemodynamic Approach. Am Heart J 1992;123:998-1004.

18 Summaries of Safety and Effectiveness Data: Medtronic KappaTM 700/600 Series of Pacemakers. Premarket Approval P980035. Rockville: FDA Center for Devices and Radiological Health, 1999.

19 Summary of Safety and Effectiveness Data: Diva Platform Implantable Pulse Generators and ProVit Application Software (Version 3.3.2). Premarket Approval P990001. Rockville: FDA Center for Devices and Radiological Health, 1999.

20 Summary of Safety and Effectiveness Data: PulsarTM/PulsarTM Max Pacemakers. Product Development Protocol D970003. Rockville: FDA Center for Devices and Radiological Health, 1999.

21 Cron TA, Pouskoulas CD, Keller DI, et al. Rate Response of a Closed-Loop Stimulation Pacing System to Changing Preload and Afterload Conditions. Pacing Clin Electrophysiol 2003;26:1504-10.

22 Griesbach L, Gestrich B, Wojciechowski D, et al. Clinical Performance of Automatic Closed Loop Stimulation Systems. Pacing Clin Electrophysiol 2003;26:1432-7.










I. Hospital Anchieta - INCOR Taguatinga, Brasília, Brasil.
II. Instituto de Moléstias Cardiovasculares, São José Rio Preto, Brasil.
III. Hospital Universitário Pedro Ernesto, Rio de Janeiro, Brasil.
IV. Social Securite Hospital, Guadalajara, Mexico.
V. Biotronik GmbH & Co. KG, Erlangen, Alemanha.
VI. Micro System Engineering Inc., Lake Oswego, EUA.
VII. Biotronik Inc., Lake Oswego, EUA.
VIII. Biotronik Ind. e Com. Ltda., São Paulo, Brasil.


Endereço para correspondência:
Dr. Cândido R. M. Gomes
Hospital Anchieta - INCOR Taguatinga
SHIN QL 12 - Conj. 5 - Casa 18 - Lago Norte
Brasília - DF - Brasil - CEP 71525-255
Fone/fax: +55 61 368-1009
E-mail: candido@cardiol.br

Trabalho recebido em 04/2005 e publicado em 06/2005.

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