EDSON MINORU NAKANO. Tese apresentada à Universidade Federal de São Paulo Escola Paulista de Medicina para a obtenção do título de Mestre em Ciências

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1 EDSON MINORU NAKANO AVALIAÇÃO DA FUNÇÃO VENTRICULAR ESQUERDA: COMPARAÇÃO ENTRE SEQUÊNCIA DE RESSONÂNCIA MAGNÉTICA COM MÚLTIPLAS APNEIAS E SEQUÊNCIA SEM PAUSA RESPIRATÓRIA E COM NÚMERO ELEVADO DE EXCITAÇÕES Tese apresentada à Universidade Federal de São Paulo Escola Paulista de Medicina para a obtenção do título de Mestre em Ciências Orientador: Prof. Dr. Antonio Barbieri Co-orientador: Prof. Dr. David Carlos Shigueoka SÃO PAULO 2009

2 Nakano, Edson Minoru Avaliação da função ventricular esquerda: comparação entre sequência de ressonância magnética com múltiplas apneias e sequência sem pausa respiratória e com número elevado de excitações / Edson Minoru Nakano. -- São Paulo, xiv, 71f. Dissertação (Mestrado) Universidade Federal de São Paulo. Escola Paulista de Medicina. Programa de Pós-graduação em Radiologia e Ciências Radiológicas. Título em inglês: Left ventricular function assessment: comparison between magnetic resonance sequence with multiple apneas and sequence without respiratory pause and with elevated number of excitations. 1. Coração. 2. Função ventricular. 3. Testes de função cardíaca. 4. Imagem por ressonância magnética. 5. Técnicas de diagnóstico cardiovascular.

3 UNIVERSIDADE FEDERAL DE SÃO PAULO ESCOLA PAULISTA DE MEDICINA DEPARTAMENTO DE DIAGNÓSTICO POR IMAGEM Chefe do Departamento: Prof. Dr. Sergio Ajzen Coordenador da Pós-graduação: Prof. Dr. Giuseppe D Ippolito iii

4 À Maria Assunta, Juliana Mary e Henrique Ryu, pelo carinho, compreensão e inspiração para os meus projetos. Aos meus pais, Takayuki e Naomi, pelo incentivo e apoio incondicional. Aos meus avós, Takao e Masano, pelo exemplo e formação profissional. iv

5 Agradecimentos Ao Prof. Dr. Antonio Barbieri, pela orientação científica. Ao Prof. Dr. David Carlos Shigueoka, pelo auxílio e encorajamento nas diversas etapas deste trabalho. tese. Ao Dr. Gilberto Szarf, pela sugestão do tema, leitura das imagens e revisão da Ao Dr. Rogério Zaia Pinetti, pela leitura das imagens. Ao Dr. Paulo Roberto Schvartzman, pelos ensinamentos iniciais sobre a ressonância magnética cardíaca. Ao Prof. Dr. Renato de Nova Friburgo Caggiano, pelos ensinamentos constantes. Ao Prof. Dr. Artur da Rocha Corrêa Fernandes, pelos conselhos sempre ponderados. À Dra. Leda Uemura, pela simplicidade, simpatia e incentivo ao crescimento profissional. Aos técnicos e biomédicos do laboratório Diagnósticos da América, pela ajuda na realização dos exames. Aos demais colegas do laboratório Diagnósticos da América, pela amizade, apoio e dedicação profissional. Aos voluntários que participaram desta tese, pela disponibilidade e colaboração. Aos meus irmãos, Massami e Wataru, que, direta ou indiretamente, têm ajudado nas minhas conquistas. Ao Prof. Dr. Henrique Lederman, pela possibilidade de retorno a esta Instituição. Ao Prof. Dr. Antonio Carlos Camargo Carvalho, por ter aberto as portas da Disciplina de Cardiologia da EPM/UNIFESP e pelo exemplo de médico, professor e pesquisador. Aos profissionais da Disciplina de Cardiologia, pelos novos conhecimentos na especialidade. v

6 Ao Sr. Marcos Maeda e á Sra. Adriana Sañudo pela orientação estatística. À Profa. Magali Crescini, pela revisão gramatical. Ao Sr. Carlos Alberto de Assis e á Profa. Andrea Puchnick, pela formatação desta tese. Aos amigos José Eduardo Mourão, Danilo Sales e Alberto Leão, pelo amparo, parceria e cooperação. Ao Prof. Dr. Sergio Ajzen e ao Prof. Dr. Giuseppe D Ippolito, pelo exemplo acadêmico. Às secretárias, Patrícia Bonomo e Marina André da Silva, pelo cuidado de minhas agendas. Ao laboratório Diagnósticos da América, pela disponibilidade dos equipamentos. vi

7 Sumário Dedicatória... Agradecimentos... Listas... Resumo... iv v ix xiv 1 INTRODUÇÃO Objetivo REVISÃO DA LITERATURA Ressonância magnética Ressonância magnética cardíaca Função sistólica do ventrículo esquerdo Avaliação da função sistólica do ventrículo esquerdo por meio da ressonância magnética Número de excitações Artefatos de movimentos MÉTODOS Casuística Equipamentos Técnica de exame Análise das imagens Análise estatística RESULTADOS Qualidade das imagens Correlação e concordância intraobservador entre a sequência padrão e com 3 NEX para mensuração de volumes e massa ventricular esquerda Correlação e concordância interobservador na mensuração de volumes e vii

8 massa ventricular esquerda pela sequência com 3 NEX Correlação e concordância interobservador na mensuração de volumes e massa ventricular esquerda pela sequência padrão DISCUSSÃO CONCLUSÃO ANEXOS REFERÊNCIAS Abstract Bibliografia consultada viii

9 Lista de figuras Figura 1 Programação para a obtenção dos cortes no eixo curto do VE... 9 Figura 2 Método de Simpson para cálculo dos volumes ventriculares... 9 Figura 3 Imagens no eixo curto do terço médio do VE, ao final da diástole e da sístole, onde estão delineados os limites da cavidade ventricular Figura 4 Artefatos de movimentos Figura 5 Sequências TRUE FISP no plano das 4 câmaras, três câmaras e duas câmaras Figura 6 Programação dos cortes, no eixo curto do VE, ortogonais ao septo Figura 7 Figura 8 Figura 9 Figura 10 Figura 11 Figura 12 Imagens de cine-rm, em um corte no eixo curto do VE, obtidas por meio da sequência com 3 NEX sem artefatos de movimentos Imagens de cine-rm, em um corte no eixo curto do VE, obtidas por meio da sequência com 3 NEX com artefatos de movimentos Estação de trabalho onde foram selecionadas as imagens correspondentes ao final da sístole e da diástole, e delineados os limites do endocárdio e epicárdio Teste do Sinal e gráficos de Bland-Altman para fração de ejeção, volume diastólico final, volume sistólico final, volume ejetivo e massa do ventrículo esquerdo, obtidas pelo observador 1, por meio da sequência padrão e com 3 NEX Teste do Sinal e gráficos de Bland-Altman para fração de ejeção, volume diastólico final, volume sistólico final, volume ejetivo e massa do ventrículo esquerdo, obtidas pelo observador 3, por meio da sequência padrão e com 3 NEX Teste do Sinal e gráficos de Bland-Altman para fração de ejeção, volume diastólico final, volume sistólico final, volume ejetivo e massa do ventrículo esquerdo, obtidas pelo observador 2, por meio da sequência padrão e com 3 NEX ix

10 Figura 13 Figura 14 Figura 15 Figura 16 Figura 17 Figura 18 Teste do Sinal e gráficos de Bland-Altman para fração de ejeção, volume diastólico final, volume sistólico final, volume ejetivo e massa do ventrículo esquerdo, obtidos pelos observadores 1 e 2, por meio da sequência com 3 NEX Teste do Sinal e gráficos de Bland-Altman para fração de ejeção, volume diastólico final, volume sistólico final, volume ejetivo e massa do ventrículo esquerdo, obtidos pelos observadores 2 e 3, por meio da sequência com 3 NEX Teste do Sinal e gráficos de Bland-Altman para fração de ejeção, volume diastólico final, volume sistólico final, volume ejetivo e massa do ventrículo esquerdo, obtidos pelos observadores 1 e 3, por meio da sequência com 3 NEX Teste do Sinal e gráficos de Bland-Altman para fração de ejeção, volume diastólico final, volume sistólico final, volume ejetivo e massa do ventrículo esquerdo, obtidas por meio da sequência padrão, pelos observadores 1 e Teste do Sinal e gráficos de Bland-Altman para fração de ejeção, volume diastólico final, volume sistólico final, volume ejetivo e massa do ventrículo esquerdo, obtidas por meio da sequência padrão, pelos observadores 2 e Teste do Sinal e gráficos de Bland-Altman para fração de ejeção, volume diastólico final, volume sistólico final, volume ejetivo e massa do ventrículo esquerdo, obtidas por meio da sequência padrão, pelos observadores 1 e x

11 Lista de quadros e tabelas Quadro 1 Parâmetros para cálculo da FVE - Equipamento Symphony Quadro 2 Parâmetros para cálculo da FVE - Equipamento Avanto Quadro 3 Categorização do coeficiente de correlação intraclasse Tabela 1 Tabela 2 Tabela 3 Tabela 4 Correlação entre a sequência padrão e a sequência com 3 NEX para o observador Correlação entre a sequência padrão e a sequência com 3 NEX para o observador Correlação entre a sequência padrão e a sequência com 3 NEX para o observador Variabilidade entre a sequência padrão e sequência com 3 NEX (em %) Tabela 5 Correlação entre os observadores 1 e 2 para sequência com 3 NEX Tabela 6 Correlação entre os observadores 2 e 3 para sequência com 3 NEX Tabela 7 Correlação entre os observadores 1 e 3 para sequência com 3 NEX Tabela 8 Variabilidade entre os observadores para sequência com 3 NEX (em %) Tabela 9 Correlação entre os observadores 1 e 2 para sequência padrão Tabela 10 Correlação entre os observadores 2 e 3 para sequência padrão Tabela 11 Correlação entre os observadores 1 e 3 para sequência padrão Tabela 12 Variabilidade entre os observadores para sequência padrão (em %) xi

12 Lista de abreviaturas e símbolos 1 NEX Uma excitação 3 NEX Três excitações ATP CEP cm 3 DAC DP ECG FE FLASH FSVE FVE g Trifosfato de adenosona Comitê de ética em pesquisa Centímetro cúbico Doença arterial coronária Desvio padrão Eletrocardiograma Fração de ejeção Fast Low Angle Shot Função sistólica do ventrículo esquerdo Função do ventriculo esquerdo grama GRAPPA 2 Generalized Autocalibrating Partially Parallel Acquisition com fator de aceleração dois HASTE IC ICC IRM mm ms mt/m n Half Fourier Acquisition Single Shot Turbo Spin Echo Intervalo de confiança Intraclass correlation coefficient (coeficiente de correlação intraclasse) Imagens por ressonância magnética Milímetro Milissegundo Militesla por metro Número de amostra xii

13 NEX PCr PET RCR RM RMC RSR SPECT T/m/s TC TE TR VDF VE VEJ VPS VSF Número de excitações Fosfocreatina Positron emission tomography (tomografia por emissão de pósitrons) Relação contraste-ruido Ressonância magnética Ressonância magnética cardíaca Relação sinal-ruido Single photon emission computed tomography (tomografia computadorizada por emissão de fóton único) Tesla por metro por segundo Tomografia computadorizada Tempo de eco Tempo de repetição Volume diastólico final Ventrículo esquerdo Volume ejetivo Views per segment (Linhas por segmento) Volume sistólico final xiii

14 Resumo Objetivo: Aferir o desempenho da sequência de ressonância magnética (RM) com três excitações (3 NEX), para a avaliação de volumes e massas ventriculares, em indivíduo com respiração livre, em comparação com uma sequência utilizando mútiplas apnéias. Métodos: Em 32 voluntários sadios, foram comparados os volumes e massas do ventrículo esquerdo (VE), obtidos por meio de duas sequências de RM em modo cine. A primeira, tradicionalmente utilizada e considerada padrão, em apneia e com 1NEX. A segunda, em respiração livre e com elevação do NEX para 3. Três leitores, com diferentes níveis de experiência, testaram a reprodutibilidade e concordância inter e intraobservador. Para a análise estatística foram utilizados o coeficiente de correlação intraclasse, o teste t-pareado, os gráficos de Bland-Altman e o teste do Sinal. Resultados: Observaram-se imagens de qualidade inferior nas sequências com 3 NEX, porém, para leitores experientes e adequadamente treinados, sem prejuízo para o cálculo de volumes e massas ventriculares. Foram possíveis uma ótima correlação e concordância em relação à sequência padrão (em apneia), com coeficiente de correlação intraclasse (ICC) superior a 0,913, níveis descritivos do teste t-pareado superiores a 5, gráficos de Bland-Altman apresentando as diferenças distribuídas aleatoriamente em torno do zero e o teste do sinal com nível descritivo superior a 5. Conclusão: A sequência com 3 NEX apresentou uma ótima reprodutibilidade e concordância em relação à sequência padrão, em apneia, tradicionalmente utilizada. xiv

15 1 INTRODUÇÃO A avaliação acurada da função sistólica do ventrículo esquerdo (FSVE) é de importância fundamental para o diagnóstico, tratamento e acompanhamento de várias doenças cardíacas e extracardíacas (1-4). Essa avaliação pode ser obtida por técnica invasiva, como a cineventriculografia (5), e por outras menos invasivas, como a ecocardiografia (6), ventriculografia com radionuclídeos (7,8), tomografia computadorizada por emissão de fóton único (SPECT) (9,10) e por emissão de pósitrons (PET) (11), ressonância magnética (RM) computadorizada (TC) (14). (12,13) e, mais recentemente, pela tomografia Dentre elas, na prática diária, utiliza-se mais a ecografia, por ser de menor custo, possuir maior disponibilidade e ser menos invasiva. Apresenta, no entanto, algumas limitações como a janela acústica e a maior dependência do examinador (12). Considera-se a RM, pela avaliação precisa dos volumes ventriculares e sua alta reprodutibilidade, o método atual de referência para o estudo da FSVE (15). Para o cálculo da FSVE pela RM são necessários vários cortes no plano do eixo curto do ventrículo esquerdo (VE), da sua base ao ápice, utilizando-se sequências de Cine Gradiente-Eco. Dentre elas, a empregada habitualmente é a sequência em equilíbrio estável, balanceada e em precessão livre, segmentada e sincronizada com as ondas do eletrocardiograma (ECG) (15, 16). Cada corte é constituído por várias imagens, das diferentes fases do ciclo cardíaco que, em conjunto, permitem uma avaliação de um ciclo pelo modo cine. Adquiridas as imagens, selecionamos, para cada conjunto de imagens, que representa uma posição de corte no eixo curto do VE, aquela que melhor representa o final da diástole e outra que melhor representa o final da sístole. Nelas são delineados os limites do endocárdio e do epicárdio, a fim de que um programa dedicado calcule os volumes, suas relações e a massa do miocárdio (17-19). Para que o cálculo seja fidedigno, são necessárias imagens adequadamente selecionadas, no final da diástole e da sístole. Além disso, essas imagens devem estar livres de artefatos de movimento que as degradam e dificultam a delimitação adequada entre o miocárdio e a cavidade ventricular. Entre os artefatos de movimento mais comuns encontram-se os da respiração e os dos batimentos cardíacos que são

16 2 eliminados, respectivamente, pela apneia e pela sincronização da aquisição das imagens com o ECG (20, 21). Os atuais parâmetros técnicos otimizados para a avaliação da FSVE fazem que a duração da sequência exceda, em algumas situações, o tempo de apneia suportado pelo paciente, principalmente se considerarmos que muitos mostram capacidade reduzida pela doença de base. Crianças também podem apresentar limitação para a realização de apneia. Nessas situações, uma das alternativas é reduzir os artefatos de movimentos respiratórios, encurtando a pausa respiratória. A redução do tempo de aquisição e, consequentemente, da apneia necessária podem ser obtidas diminuindose a resolução espacial e/ou a temporal das imagens. O prejuízo desta prática será na qualidade das imagens e para a definição do final da sístole ventricular (22, 23). Outra possibilidade é a obtenção de imagens com o paciente respirando normalmente, utilizando-se de sequências em tempo real que não necessitam de sincronização com o ECG e nem de apneias (24-28). Porém, são inovações recentes e ainda não amplamente disponíveis. Outra forma de obtenção das imagens com o paciente respirando livremente, sem a utilização de sequências em tempo real, é com o aumento do número de excitações (NEX). Isto reduziria os artefatos de movimento. O fator negativo consiste no aumento da duração da aquisição e na redução da qualidade das imagens, se compararmos com as sequências padrão, em apneia.

17 3 1.1 Objetivos Diante das considerações acima, o intuito deste estudo é: 1) avaliar a reprodutibilidade e a concordância intraobservador dos volumes e massas ventriculares obtidos por meio da seqüência de RM com NEX elevado, em indivíduos sem pausa respiratória, em comparação com a sequência padrão e em apneia; 2) avaliar a reprodutibilidade e a concordância interobservador dos volumes e massas ventriculares obtidos por meio da sequência de RM com NEX elevado.

18 4 2 REVISÃO DA LITERATURA 2.1 Ressonância magnética A RM, um fenômeno quântico descoberto, em 1937, por Isidor I. Rabi, físico russo naturalizado americano, e estudado em detalhes, de forma independente por Felix Bloch e Edward Purcell, vem-se desenvolvendo com extrema rapidez (29). Esses pesquisadores concluíram que os dipolos de alguns núcleos, ao serem colocados em fortíssimos campos magnéticos, se alinhavam todos na mesma direção e absorviam energias de radiofrequências externas proporcionais á intensidade do campo magnético, passando a um estado de maior energia ou excitado. Ao fazermos cessar o campo magnético, os dipolos tendem a retornar ao seu estado de equilíbrio e alinhamento inicial, com nível de energia mais baixa, por meio da liberação da energia excedente em forma de energia eletromagnética que é passível de ser quantificada. Essas descobertas valeram, em 1944, o prêmio Nobel de Física para Isidor I. Rabi e, em 1952, para Felix Bloch e Edward Purcell. Tais princípios foram, inicialmente, utilizados por físicos e químicos, como ferramenta analítica, no estudo da estrutura molecular e das reações químicas. No início da década de 70, o fenômeno começou a ser manipulado para a obtenção das primeiras imagens. Em 1973, Paul Lateurbur publicou, na revista Nature, sob o título Image formation by induced local interaction; examples employing nuclear magnetic resonance a técnica para obter a localização espacial das energias liberadas pelos núcleos ressonantes (30). Para a localização espacial dos núcleos, foi realizada a combinação do campo magnético mais forte com um mais fraco, formando um gradiente, ao longo da amostra. Assim, recolhendo as ondas eletromagnéticas liberadas de diferentes pontos, foi possível obter a imagem da amostra estudada, no início, em seres vivos pequenos como animais marinhos e frutas. Nos anos seguintes, cresceu rapidamente o desenvolvimento da metodologia para a geração de imagens clínicas. Raymond Damadian fez a junção entre as tecnicas da RM de Lateurbur e da tomografia axial computadorizada de Hounsfield e construiu, em 1975, o primeiro tomógrafo de RM para imagens do cérebro humano. Em 1976, Peter Mansfield finalizou o primeiro equipamento de RM do corpo todo (31).

19 5 Já no princípio da década de 80, começaram a ser publicadas as primeiras imagens por RM com utilidade clínica. As aplicações iniciais foram na área neurológica, voltando-se, principalmente, para o cérebro. Posteriormente, com o desenvolvimento tecnológico e científico, as imagens por ressonância magnética passaram a ser aplicadas a todas as regiões do organismo, tanto para avaliações anatômicas como para estudos funcionais (32). Recentemente, no ano de 2003, os principais responsáveis por esse desenvolvimento, Paul Lauterbur e Peter Mansfield, foram também agraciados com o prêmio Nobel, desta vez em Medicina e Fisiologia. 2.2 Ressonância magnética cardíaca O estudo do coração, por meio da RM, teve início nos meados da década de 80 (33-35). Porém, aplicações atuais só foram possíveis devido aos grandes avanços tecnológicos das duas últimas décadas (36). Como desenvolvimentos tecnológicos podem-se citar: magnetos geradores de altos campos magnéticos, gradientes com excelente desempenho, novas bobinas multicanais que propiciam uma elevada relação sinal-ruído (RSR), melhor sincronização das sequências de RM com as ondas do ECG e diferentes tipos de sequências de pulsos, ultrarrápidas. Além disso, processadores com maior capacidade de armazenamento, velocidade e novos programas para análise de dados também contribuíram para a aplicabilidade deste método para estudo cardíaco. O principal benefício de toda esta evolução tecnológica foi a possibilidade de obtermos imagens livres de artefatos, oriundos dos batimentos cardíacos, dos movimentos respiratórios e do fluxo sanguíneo, mantendo, ainda, a adequada resolução espacial e temporal necessárias ao estudo cardíaco (20). A RM permite imagens multiplanares do coração para a análise da sua anatomia estrutural, morfologia, função ventricular, perfusão, lesões miocárdicas e pericárdicas. Sua aplicabilidade abrange um amplo espectro de doenças cardíacas (37). Como exemplos mais comuns de aplicações da RM cardíaca (RMC), podemos citar: alterações relacionadas à doença arterial coronária (DAC), miocardiopatias e miocardites, doenças do pericárdio, tumores, cardiopatias congênitas e, mais recentemente, pacientes submetidos a tratamentos com células-tronco.

20 6 Na DAC, a RMC permite, em um único exame, de forma esmerada e bastante reprodutível, informações a respeito da viabilidade e perfusão miocárdica, além de volume, massa do miocárdio, contratilidade segmentar e função global dos ventrículos (38-42). Como exemplos de miocardiopatias em que a RMC pode atuar, trazendo informações relevantes para o seu diagnóstico, estratificação de risco e acompanhamento longitudinal, podemos mencionar as miocardiopatias hipertróficas, a miocardiopatia dilatada, a miocardiopatia siderótica, a sarcoidose, a doença de Chagas, a displasia arritmogênica do ventrículo direito e a amiloidose (43-51). Nas doenças do pericárdio, a RMC tem sua importância, possibilitando a avaliação de derrames, espessamentos pericárdicos e alterações funcionais e dinâmicas relacionadas, como constricções e tamponamentos. A vantagem semiológica da RMC de permitir amplo campo de visão pode aqui ser utilizada definindo a exata extensão do comprometimento pericárdico, muitas vezes com comprometimento de estruturas extracardíacas (52, 53). A RMC torna-se particularmente útil nos casos de tumores intracardíacos, determinando a sua exata localização, a sua extensão, a relação com as estruturas ao redor, avaliando o comprometimento funcional e, também, por fornecer dados que estreitam as possibilidades do diagnóstico histológico da massa tumoral. Permite, ainda, a diferenciação de trombos intracavitários, principalmente após o uso de contraste endovenoso além de possibilitar a avaliação do acometimento cardíaco por neoplasias extracardíacas como as de origem pulmonar (49, 54-57). Em pacientes portadores de cardiopatias congênitas, a RM tem um importante papel para controles evolutivos de volumes e funções ventriculares. Pode atuar, também, como método complementar da ecocardiografia. A RM seria indicada para fornecer informações específicas que a ecocardiografia não nos possa fornecer, geralmente relacionadas às estruturas vasculares torácicas como a aorta, artérias e veias pulmonares (58-60). Na avaliação de indivíduos submetidos a terapias com células-tronco, a RM tem possibilitado, de forma acurada, a avaliação evolutiva da função ventricular, a análise das áreas de isquemia e do processo de remodelamento ventricular (61-63).

21 7 Pesquisas com espectroscopia, para a avaliação do metabolismo energético do músculo cardíaco têm sido desenvolvidas. Esses estudos estão sendo executados sobretudo nas miocardiopatias, avaliando o Fósforo-31, que está presente em compostos bioquímicos energéticos, como trifosfato de adenosona (ATP) e fosfocreatina (PCr) (64, 65). 2.3 Função sistólica do ventrículo esquerdo Os volumes do VE e a sua fração de ejeção (FE) são variáveis de extrema importância para o diagnóstico, estratificação de risco, tratamento e acompanhamento de várias doenças cardíacas e extracardíacas. Vários são os métodos de imagem para o seu cálculo como, por exemplo, a ecocardiografia, a cineventriculografia, ventriculografia com radioisótopos, SPECT, PET, RM e, mais recentemente, a TC (14, 66, 67). Na clínica diária, pela sua disponibilidade e relativo baixo custo, a ecocardiografia constitui a modalidade mais utilizada. As imagens são obtidas em tempo real, com grande resolução temporal e espacial. Porém, essa ecocardiografia convencional apresenta reprodutibilidade moderada. Isto se deve, principalmente, à necessidade de uma janela acústica adequada e dificuldade em delimitar os bordos do endocárdio, situações estas que provocam uma maior dependência da habilidade do operador. Além disso, a ecografia tradicional usa algumas fórmulas de suposição geométrica pelo fato de os dados serem coletados por técnicas mono e bidimensionais (68, 69). Para aumentar a qualidade das imagens e a fidedignidade dos dados obtidos pela ecocardiografia convencional, têm-se utilizado novas técnicas como imagens harmônicas (70), técnicas tridimensionais (71) e contrastes intracardíacos (66, 72). Porém, devido ao seu custo, estão pouco disponíveis para o uso rotineiro.

22 8 2.4 Avaliação da função sistólica do ventrículo esquerdo por meio da ressonância magnética Hoje, considera-se a RM o padrão de referência para a avaliação da FSVE (73,74). Constitui um método que, sem a utilização da radiação ionizante, de forma relativamente pouco invasiva, e devido a sua alta reprodutibilidade, permite maior fidedignidade para o diagnóstico, avaliação de tratamentos e nos controles evolutivos de doenças cardíacas e extracardíacas (4). Além disso, nos casos de pesquisas envolvendo massas e volumes ventriculares, sua alta reprodutibilidade possibilita a utilização de uma amostra menor de pacientes para provar diferentes hipóteses, tais como efeitos de drogas e remodelamentos (15, 75), Os principais responsáveis pela elevada reprodutibilidade da RMC são a ausência da limitação da janela acústica, permitindo a avaliação de todo o VE, a possibilidade de uma excelente diferenciação entre o miocárdio e o sangue intraventricular, a menor dependência do operador e a não utilização de fórmulas de suposição geométrica para cálculos de volumes (13). Pelo método de Simpson, o volume da cavidade ventricular pode ser calculado dividindo-se o VE, da sua base até o ápice, em vários cortes paralelos, geralmente no seu eixo curto, perpendiculares a uma linha imaginária que se estende do meio da válvula mitral ao ápice do VE (figura 1).

23 9 Figura 1. Programação para a obtenção dos cortes no eixo curto do VE, da sua base até o ápice, perpendiculares ao septo interventricular. A soma do volume individual de cada corte, que é obtido multiplicando-se a área da cavidade ventricular pela espessura do referido corte, constitui o volume total do VE (figura 2) (76, 77). Figura 2. Método de Simpson para cálculo dos volumes ventriculares. Volume total = soma dos volumes obtidos em cada um dos cortes ou fatias. Volume da fatia = produto da área pela espessura da fatia. (Σ = somatória).

24 10 A área da cavidade ventricular, em cada fatia ou corte, pode ser obtida traçandose os limites do endocárdio, manualmente ou por meio de programas de delineamento automático desses bordos. Os volumes diastólico final (VDF) e sistólico final (VSF) são obtidos selecionando-se, em cada corte, as imagens que melhor representam essas fases do ciclo cardíaco (figura 3). Figura 3. Imagens no eixo curto do terço médio do VE, ao final da diástole e da sístole, onde estão delineados os limites da cavidade ventricular. A massa ventricular é adquirida no ponto máximo da diástole ventricular, pelo mesmo método de Simpson, traçando os contornos do epicárdio para a obtenção do volume cardíaco total. Desse volume, subtrai-se o volume da cavidade ventricular, para obtermos o volume do miocárdio, o qual é multiplicado pela densidade do tecido (1,05 g/cm³). Ou seja, a massa é o resultado da diferença entre o volume total do VE e o volume da sua cavidade (78). As sequências para a avaliação de tamanhos e volumes ventriculares têm sido desenvolvidas desde a segunda metade da década de oitenta (79, 80). Os estudos iniciais utilizavam as sequências gradiente-eco com magnetização transversal incoerente, como a Fast Low Angle Shot (FLASH), com o paciente respirando livremente e com sequências de duração superior a 30 minutos (81, 82). Em 1991, Atkinson e Edelman (83) acrescentaram à sequência FLASH uma técnica de coleta segmentada de dados. As imagens correspondentes a cada corte passaram a ser

25 11 obtidas em uma única apneia e com menos artefatos oriundos dos movimentos respiratórios. Os dados obtidos por essa nova técnica permitiram a avaliação aprimorada da função ventricular, com menor variabilidade interobservador e duração inferior a cinco minutos (20). Com a evolução dos equipamentos e o desenvolvimento de sequências em estado de equilíbrio estável, balanceadas e em precessão livre, como TRUE FISP, FIESTA e BALANCED FFE; as sequências FLASH foram substituídas, devido ao maior contraste proporcionado pela nova sequência. Além disso, essa nova sequência, por propiciar menor tempo de repetição (TR) dos pulsos de radiofrequências, revelou maior velocidade de aquisição, permitindo imagens com pausas respiratórias (apneias) menores que as necessárias para as sequências anteriores (84). Dessa maneira, passou a ser possível a obtenção de imagens, para o cálculo da função ventricular e massas, em aproximadamente dez batimentos cardíacos por corte. Isto equivale, na maioria das vezes, de seis a treze segundos de apneia. O número de cortes necessários varia proporcionalmente ao tamanho do coração. A diminuição do tempo de apneia possibilitou a redução dos artefatos oriundos dos movimentos respiratórios e a melhora, nos indivíduos com dificuldade em manter períodos longos de apneia, da qualidade das imagens. A reprodutibilidade e variabilidade inter e intraobservador foram semelhantes e concordantes com as sequências convencionais originais (85). Equipamentos e sequências mais modernas, algumas associadas a aquisições paralelas, têm permitido a obtenção de imagens de forma ultrarrápida, em tempo real sem a necessidade de apneia ou de forma tridimensional, com todos os cortes sendo adquiridos em uma única apneia. Os resultados têm sido concordantes com a (24, 28, sequência tradicional previamente descrita 86-90).No entanto,tais opções necessitam de magnetos melhor equipados e mais caros. A técnica atualmente mais utilizada e considerada padrão consiste em vários cortes no plano do eixo curto do VE, sendo cada um obtido em uma apneia e o VE avaliado do sulco atrioventricular até o seu ápice. Obtêm-se com sequência em estado de equilíbrio estável, balanceada e em precessão livre, segmentada e sincronizada com as ondas do ECG. Este estudo, com adequada definição dos limites do endocárdio, alta resolução temporal e espacial, forma as bases para a alta precisão e reprodutibilidade dos parâmetros cardiodinâmicos obtidos por meio da RM (13).

26 Número de excitações Para a geração de imagens por RM (IRM) de qualidade, sensíveis a alterações patológicas e de valor diagnóstico, vários fatores precisam ser trabalhados e ajustados. Os principais são: a RSR, a relação contraste-ruído (RCR), a resolução espacial, a resolução temporal e o tempo de exame que se inter-relacionam de formas variadas. Idealmente, uma imagem deve possuir uma elevada RSR e RCR, mantendo uma ótima resolução espacial e temporal, além de ser adquirida num tempo bastante curto. No entanto, a melhora de um fator inevitavelmente piora o outro, por isso, a otimização da qualidade de imagem, dependendo da área a ser examinada, da condição do paciente e da investigação clínica torna-se de fundamental importância. Dentre todos os fatores citados, a RSR representa um dos mais importantes para a formação de IRM. Uma elevada RSR pode ser trocada por uma maior resolução espacial, resolução de contraste ou tempo de escaneamento mais rápido (91, 92). A RSR corresponde à proporção entre amplitude do sinal recebido e a amplitude do ruído de fundo. O ruído é constante e depende da constituição física do paciente, da área em exame e do ruído intrínseco do sistema. O sinal é a voltagem elétrica gerada pelos átomos de hidrogênio e vai ser o responsável pela criação das imagens de que precisamos. Ao contrário do ruído, o sinal não ocorre ao acaso, porém, sempre no mesmo lugar, de forma cumulativa e, assim, pode ser alterado. O aumento do sinal aumenta a RSR e, ao contrário, a sua redução, a queda da RSR (93). A RSR pode ser melhorada de vários modos como: uso de bobinas apropriadas, redução da largura das bandas de recepção, maior ângulo de inclinação ( Flip Angle ), tempo de repetição (TR) longo, tempo de eco (TE) mais curto e tamanho do vóxel maior. Uma outra maneira de melhorar a RSR consiste no uso da média de sinais, conseguida aumentando-se o número de excitações ou NEX. Este é o número de repetições ou acumulações dos dados registrados, ou seja, o número de vezes em que os sinais e ruídos são colhidos e armazenados nas linhas do espaço K. Chama-se espaço K uma área em que são armazenados os dados até que o exame termine e a imagem seja formada (94).

27 13 Quanto maior o NEX, maior será a quantidade de dados armazenados. Como o sinal não é randômico, ocorrerá a sua soma e um aumento proporcional da amplitude do sinal com o aumento do NEX. Já o ruído, pelo fato de ser aleatório, não aumenta proporcionalmente ao sinal. O resultado é o aumento da RSR. Como o ruído é captado juntamente com o sinal, ao dobrarmos o NEX não conseguimos duplicar a RSR. O incremento desta RSR é de aproximadamente 40% (raiz quadrada de 2 = 1,4 vezes). Entretanto, a duração da sequência será exatamente o dobro, pois é necessária a coleta dos dados em duplicidade. 2.6 Artefatos de movimentos Todas as IRM estão sujeitas a algum tipo e grau de artefatos que degradam as imagens. Alguns deles são inerentes ao método e outros relacionados ao paciente. Podemos citar, como artefatos relacionados ao paciente, aqueles decorrentes de movimentos. Muitos deles são fisiológicos, como batimentos cardíacos, peristaltismos intestinais e movimentos respiratórios. Esses movimentos, assim como os não fisiológicos, induzem à formação de imagens fantasmas, borradas e turvas. Isto se deve a mapeamento, preenchimento e armazenamento incorreto de dados no espaço K (36). Para o estudo cardíaco, os dois principais artefatos relacionados a movimentos são os decorrentes de batimentos cardíacos e movimentos respiratórios (figura 4). Os primeiros são corrigidos sincronizando-se a aquisição de dados com os batimentos cardíacos por meio de um ECG. Os artefatos de origem respiratória podem ser contornados, solicitando apneia ao paciente ou também por dispositivos de sincronização e compensação respiratória (95).

28 14 Figura 4. Artefatos de movimentos. A) Imagem do eixo curto do VE livre de artefatos. B) Imagem do eixo curto do VE demonstrando indefinição dos contornos da cavidade ventricular devido a artefatos de movimentos. Outra forma de reduzir os artefatos respiratórios é a elevação do NEX que aumenta o número de vezes em que os dados são coletados e contribui para a obtenção de médias do sinal. Como os artefatos originários dos movimentos respiratórios, considerados aqui como ruídos, apresentam uma natureza randômica, ocorre sua menor participação nas médias de sinal e, consequentemente, a redução das imagens fantasmas e borradas (91).

29 15 3 MÉTODOS 3.1 Casuística Estudo prospectivo, em voluntários humanos, realizado entre maio de 2006 a fevereiro de 2008, com as aquisições das imagens no laboratório Diagnóstico da América, na cidade de São Paulo. Fizeram parte do estudo 32 indivíduos com idades entre 23 e 48 anos (média 32,4 anos), 17 homens, convocados por meio de convite verbal, efetuado pelo próprio pesquisador (anexo 1). Como critério de elegibilidade, os selecionados tinham de ser adultos assintomáticos, saudáveis e sem antecedentes pessoais de doença cardíaca ou pulmonar. Os critérios de exclusão foram: antecedentes pessoais de doença cardíaca e pulmonar, além de contraindicações gerais a exame de RM como claustrofobia, uso de marcapasso, de clipes de aneurisma cerebral e de implantes cocleares. O projeto de pesquisa foi submetido, analisado e aprovado pelo Comitê de Ética em Pesquisa da Universidade Federal de São Paulo/ Hospital São Paulo (CEP 0214/06 anexo 2). O termo de consentimento livre e esclarecido (anexo 3) foi assinado pelos participantes, após a leitura de documento informativo e explicação do procedimento. 3.2 Equipamentos Os exames foram realizados em aparelhos de RM de alto campo magnético (1,5Tesla), marca Siemens, modelos Magneton Symphony (n=22) e Magneton Avanto (n=10), com gradientes de 30mT/m (Symphony) e 45mT/m (Avanto). A velocidade de elevação do gradiente ( Slew Rate ) no Magneton Symphony foi de 75T/m/s e no Magneton Avanto de 200T/m/s. A bobina de corpo ( body coil ) foi responsável pela transmissão; a bobina de coluna, na parte posterior, assim como as de superfície do tipo Phased-Array de dois (Symphony) e de seis elementos (Avanto), na parte anterior foram responsáveis pela recepção de sinais.

30 Técnica de exame Os voluntários foram posicionados em decúbito dorsal, braços para baixo, realizando-se, em seguida, sequências localizadoras de baixa resolução, do tipo HASTE (Half Fourier Acquisition Single Shot Turbo Spin Echo) e TRUE FISP. Após essas sequências iniciais, foram aplicadas sequências segmentadas TRUE FISP, em apnéia expiratória e obtivemos imagens dinâmicas, sincronizadas com as ondas do ECG, no plano da via de saída do VE (plano das três câmaras), no plano do eixo longo vertical das câmaras cardíacas esquerdas (plano das duas câmaras) e no plano do eixo longo horizontal do coração (plano das quatro câmaras) (figura 5). Essas imagens foram utilizadas para a prescrição dos cortes ou fatias no eixo curto do VE. Figura 5. Sequências TRUE FISP no plano das 4 câmaras (A), três câmaras (B) e duas câmaras (C). Á seguir, foram obtidos de nove a doze cortes com a sequência TRUE FISP, também segmentada e sincronizada com as ondas do ECG, no plano do eixo curto do VE. Esses cortes, fundamentais para a quantificação de volumes e da função do ventrículo esquerdo (FVE), foram prescritos perpendiculares ao maior eixo (longitudinal) do septo interventricular, desde a base até o ápice do VE (figura 6). A duração da sequência, feita em apneia expiratória, foi de seis a onze segundos por corte. Cada imagem apresentou uma espessura de corte de 8 mm e intervalo entre os cortes de 2 mm. Foram reconstruídas 25 imagens por corte, por meio de compartilhamento de imagens ( view sharing ).

31 17 Figura 6. (A, B) Programação dos cortes, no eixo curto do VE, ortogonais ao septo. (C) Algumas das imagens que compõem a série de cine-rm padrão na posição de corte indicada pela seta em A e B. Estas imagens apresentaram resolução temporal real ao redor de 33 ms e resolução espacial no plano da imagem de 2,1 x 1,4 mm. Após adquirir este conjunto de imagens no eixo curto do VE, consideradas padrão de referência para o cálculo da função ventricular, foi lançada uma nova sequência, cópia da programação anterior, exceto pelo maior NEX. Esta nova seqüência foi adquirida com três excitações (3 NEX) e sem a solicitação da pausa respiratória, ao contrário da sequência padrão que foi realizada em apneia e com apenas uma excitação (1 NEX). Não foi utilizado nenhum tipo de cinto ou sincronizador respiratório. Os parâmetros utilizados nas duas sequências (padrão e com 3 NEX), para a pesquisa de função ventricular, podem ser observados nos quadros 1 e 2. Não foi realizado jejum previamente ao exame e nem a administração de contraste paramagnético.

32 18 Quadro 1 Parâmetros para cálculo da FVE - Equipamento Symphony Symphony Sequência padrão Sequência com 3NEX Tempo de repetição (ms) 3,3 3,3 Tempo de eco (ms) 1,6 1,6 Espessura de corte (mm) 8,0 8,0 Intervalo de corte (mm) 2,0 2,0 Campo de visão (mm) 254 x x 370 Matriz 120 x x 256 Ângulo de inclinação ( ) 48,0 48,0 Linhas por segmento (VPS) 1 1 Resolução temporal (ms) 33,0 33,0 NEX 1,0 3,0 Aquisição paralela GRAPPA 2 GRAPPA 2 Legenda: NEX = número de excitações; GRAPPA 2 = generalized autocalibrating partially parallel acquisition com fator de aceleração dois. Quadro 2 Parâmetros para cálculo da FVE - Equipamento Avanto Avanto Sequência padrão Sequência com 3NEX Tempo de repetição (ms) 2,8 3,0 Tempo de eco (ms) 1,2 1,4 Espessura de corte (mm) 8,0 8,0 Intervalo de corte (mm) 2,0 2,0 Campo de visão (mm) 254 x x 370 Matriz 120 x x 256 Ângulo de inclinação ( ) 48,0 48,0 Linhas por segmento (VPS) 11,0 11,0 Resolução temporal (ms) 30,8 33,0 NEX 1,0 3,0 Aquisição paralela GRAPPA 2 GRAPPA 2 Legenda: NEX = número de excitações; GRAPPA 2 = generalized autocalibrating partially parallel acquisition com fator de aceleração dois.

33 Análise das imagens As imagens do eixo curto do VE foram transferidas e analisadas em uma estação de trabalho dotada de um programa dedicado (Leonardo Argus and Viewer Siemen s Medical Solutions). Neste programa, a função ventricular foi analisada por três médicos radiologistas, com diferentes níveis de experiência. O observador 1 possuía experiência de quatro anos em RMC, o observador 2, uma experiência de dois meses e o observador 3, de cinco anos. O observador 1 graduou a qualidade das sequências em três categorias: excelente, boa e ruim. Foi considerada uma sequência excelente aquela que expunha as imagens com os limites do miocárdio e do sangue da cavidade ventricular bem definidos (figura 7), em todos os cortes. Figura 7. Imagens de cine-rm, em um corte no eixo curto do VE, obtidas por meio da sequência com 3 NEX, evidenciando os limites da cavidade ventricular bem definidos.

34 20 Foi considerada boa, a sequência que mostrava, em até três cortes, imagens com limites do endocárdio distorcidos e mal definidos (figura 8). Ruins foram as sequências com imagens de difícil delimitação, em quatro ou mais cortes. Figura 8. Imagens de cine-rm, em um corte no eixo curto do VE, obtidas por meio da sequência com 3 NEX, evidenciando os limites da cavidade ventricular mal definidos devido a artefatos de movimentos. Os observadores escolheram, para a análise quantitativa dos ventrículos, as melhores imagens que representassem o final da diástole e da sístole ventricular. Foram consideradas o final da diástole e da sístole as imagens que apresentassem a maior e a menor área da cavidade ventricular, respectivamente. Essas determinações foram seguidas em todos os cortes no eixo curto do VE. Nessas imagens, na estação de trabalho Leonardo (Siemens Medical Solutions), utilizando o programa Argus, foram delineados os limites da cavidade ventricular e do epicárdio (figura 9), para que o programa calculasse a massa e todos os volumes ventriculares pelo método de Simpson. O volume ejetivo (VEJ) do VE foi a diferença entre o volume no final da

35 21 diástole e o obtido no final da sístole. A fração de ejeção (FE) foi obtida pela relação entre VEJ e VDF do VE (VEJ / VDF). Figura 9. Estação de trabalho onde foram selecionadas as imagens correspondentes ao final da sístole e da diástole, e delineados os limites do endocárdio e epicárdio. Para o delineamento ventricular, foi utilizado, inicialmente, o algoritmo semiautomático de definição dos contornos do miocárdio. Caso houvesse a necessidade de correção, os limites do endocárdio e epicárdio seriam ajustados e traçados manualmente. Nesse delineamento, os músculos papilares foram considerados como sendo parte da cavidade ventricular. Para a avaliação da concordância intraobservador entre as sequências testadas, a segunda leitura foi realizada trinta dias após a primeira, em ordem aleatória. 3.5 Análise estatística Para atingir os nossos objetivos, foram utilizados o teste t pareado, o coeficiente de correlação intraclasse com seu respectivo intervalo de confiança a 95% (IC 95%), o

36 22 gráfico Bland-Altman e o teste do sinal. Quando empregadas em conjunto, essas ferramentas oferecem informações complementares bastante úteis na tarefa de verificar a reprodutibilidade e concordância entre as medidas obtidas por diferentes técnicas e diferentes observadores. Para facilitar a interpretação do coeficiente de correlação intraclasse (ICC), foi utilizada a classificação proposta por Fleiss (1981), conforme mostra o Quadro 3. Quadro 3 Categorização do coeficiente de correlação intraclasse Coeficiente de correlação intraclasse Força de Concordância < 0,40 Fraca 0,40 0,75 Regular 0,75 1,00 Excelente Fonte: Fleiss JL. Statistical methods for rates and proportions. 2 nd ed. New York, NY: John Wiley and Sons; Em toda a análise estatística foi adotado um nível de significância de 5% (α = 5), ou seja, foram considerados como estatisticamente significantes os resultados que apresentaram p-valor inferior a 5% (p<5). Os testes estatísticos utilizados são descritos a seguir. a) Coeficientes de correlação intraclasse Quando se realiza a mesma medida duas vezes em um mesmo indivíduo, podese dizer que a variabilidade observada nas medições é devida, em parte, à variabilidade natural observada no próprio indivíduo em diferentes ocasiões e, em parte, à variabilidade introduzida pelo examinador (ou pela nova técnica de medição). O ICC estima a proporção da variabilidade total das duas medidas. Esse coeficiente assume valores entre zero e um e, quanto maior o seu valor, menor é a influência do examinador (ou do método de medição).

37 23 b) Gráfico Bland-Altman Este método consiste em plotar a diferença entre as duas medidas (no eixo y) em função da média das duas medidas (no eixo x). Permite identificar uma possível relação entre a variação da medida e o verdadeiro valor. Não se espera que duas medidas obtidas por diferentes técnicas (ou por diferentes examinadores) sejam idênticas para todos os indivíduos. Mas é importante saber o quanto elas diferem. Nos gráficos Bland-Altman, a linha central corresponde à diferença média calculada para o conjunto de pontos e as outras duas linhas, paralelas, ao intervalo de confiança (IC) para a diferença média, assumindo uma distribuição normal e um coeficiente de confiança de 95%. c) Teste t pareado Este teste permite avaliar se, em média, as medidas obtidas por dois examinadores (ou por dois métodos), em um mesmo grupo de amostras, (amostras relacionadas) são estatisticamente iguais. d) Teste do sinal Este teste serve para indicar se há erro sistemático ou não. Ou seja, se uma medida está tendendo a ter valores maiores ou menores que a outra.

38 24 4 RESULTADOS 4.1 Qualidade das imagens A avaliação da qualidade das imagens foi realizada, de modo subjetivo, pelo observador 1. Na sequência padrão, 29(90,6%) dos 32 indivíduos avaliados apresentaram imagens com excelente qualidade e três, de boa qualidade. Na sequência com 3 NEX, dez(31,3%) apresentaram imagens de excelente qualidade, catorze(43,7%), de boa qualidade e oito(25,0%), de qualidades categorizadas como ruins (anexo 4). 4.2 Correlação e concordância intraobservador entre a sequência padrão e com 3 NEX para mensuração de volumes e massa ventricular esquerda Estas avaliações foram realizadas a partir dos dados obtidos por cada um dos três observadores (anexos 5 a 10). Para os observadores 1 e 3, os resultados obtidos pelas duas sequências, para todos os parâmetros analisados, mostraram ICC elevados e nível descritivo (p) do teste t pareado, superiores a 5 (tabelas 1 e 2). Além disso, as diferenças entre a sequência tradicional e a sequência com 3NEX encontraram-se distribuídas, aleatoriamente, em torno do zero, conforme demonstraram os gráficos de Bland-Altman e teste do sinal com seu nível descritivo superior a 5 (figuras 10 e 11). Poucos casos ficaram fora dos limites de concordância e a diferença média entre as medidas obtidas pelos dois examinadores, próxima de zero. Assim, as ferramentas estatísticas acima utilizadas comprovaram que, para esses dois observadores, as duas sequências são reprodutíveis e concordantes. Para o observador 2, embora os ICC fossem bastante elevados, para todos os parâmetros, só o item massa ventricular revelou concordância das médias (p>5) e a diferença média entre as medidas obtidas pelas duas sequências ficou próxima a zero (tabela 3). A FE denotou diferença estatisticamente significativa para as suas médias,

39 25 sendo maior na sequência com 3 NEX. Os volumes ventriculares manifestaram respostas inferiores na sequência 3 NEX com níveis descritivos (p) para as suas médias e teste do sinal inferiores a 5 (Figura 12). A variabilidade entre as medidas obtidas pelas duas sequências, ou seja, a percentagem do valor absoluto da diferença em relação às médias das duas medidas, para os três observadores, está demonstrada abaixo (tabela 4). Tabela 1 CORRELAÇÃO ENTRE A SEQUÊNCIA PADRÃO E A SEQUÊNCIA COM 3 NEX PARA O OBSERVADOR 1 Parâmetros Média ± DP Teste t ICC IC 95% Padrão 3 NEX (p) FE 65,59 ± 5,06 64,95 ± 5,31 0,224 0,914 (0,824; 0,958) VDF 136,22 ± 29,98 137,54 ± 30,47 0,388 0,979 (0,958; 0,990) VSF 47,32 ± 14,36 48,48 ± 14,03 0,207 0,966 (0,931; 0,984) VEJ 88,89 ± 18,68 89,07 ± 19,92 0,887 0,966 (0,930; 0,983) Massa 111,19 ± 29, ± 31,04 0,615 0,957 (0,912; 0,979) Legenda: FE = fração de ejeção; VDF = volume diastólico final; VSF = volume sistólico final; VEJ = volume ejetivo; DP = desvio padrão; IC = intervalo de confiança; ICC = coeficiente de correlação intraclasse. Tabela 2 CORRELAÇÃO ENTRE A SEQUÊNCIA PADRÃO E A SEQUÊNCIA COM 3 NEX PARA O OBSERVADOR 3 Parâmetros Média ± DP Teste t ICC IC 95% Padrão 3 NEX (p) FE 65,03 ± 4,71 64,35 ± 5,53 0,192 0,913 (0,822; 0,958) VDF 128,25 ± 28,95 126,86 ± 28,07 0,444 0,967 (0,933; 0,984) VSF 45,37 ± 14,14 45,71 ± 14,37 0,658 0,977 (0,952; 0,989) VEJ 82,88 ± 17,23 81,15 ± 17,11 0,225 0,936 (0,868; 0,969) Massa 103,98 ± 26,20 103,06 ± 26,05 0,710 0,924 (0,844; 0,963) Legenda: FE = fração de ejeção; VDF = volume diastólico final; VSF = volume sistólico final; VEJ = volume ejetivo; DP = desvio padrão; IC = intervalo de confiança; ICC = coeficiente de correlação intraclasse.

40 26 Tabela 3 CORRELAÇÃO ENTRE A SEQUÊNCIA PADRÃO E A SEQUÊNCIA COM 3 NEX PARA O OBSERVADOR 2 Parâmetros Média ± DP Teste t ICC IC 95% Padrão 3 NEX (p) FE 64,74 ± 5,13 65,97 ± 5, ,908 (0,811; 0,955) VDF 132,12 ± 27,57 123,52 ± 28,50 <01 0,965 (0,929; 0,983) VSF 47,01 ± 13,95 42,42 ± 13,26 <01 0,973 (0,944; 0,987) VEJ 85,13 ± 16,89 81,10 ± 18, ,931 (0,859; 0,966) Massa 106,12 ± 25,90 107,24 ± 27,46 0,556 0,958 (0,914; 0,980) Legenda: FE = fração de ejeção; VDF = volume diastólico final; VSF = volume sistólico final; VEJ = volume ejetivo; DP = desvio padrão; IC = intervalo de confiança; ICC = coeficiente de correlação intraclasse. Tabela 4 VARIABILIDADE ENTRE A SEQUÊNCIA PADRÃO E SEQUÊNCIA COM 3 NEX (EM %) Parâmetros Média ± DP Observador 1 Observador 2 Observador 3 FE 3,42 ± 3,06 3,93 ± 3,24 3,56 ± 2,97 VDF 5,40 ± 4,41 8,21 ± 7,28 5,13 ± 5,63 VSF 8,01 ± 7,70 11,87 ± 9,47 7,65 ± 7,13 VEJ 6,66 ± 4,98 8,94 ± 7,64 6,82 ± 6,75 Massa 9,34 ± 7,40 7,49 ± 6,32 10,41 ± 7,65 Legenda: FE = fração de ejeção; VDF = volume diastólico final; VSF = volume sistólico final; VEJ = volume ejetivo; DP = desvio padrão.