来源：四维健康
心电图标准化与解析的建议与临床应用国际指南2009
第一部分 心电图及技术（一）
译校者： 郭继 鸿 刘仁光 张海澄 陈琪 张兆国 昃峰
本标准化建议及建议由美国心脏协会临床心脏病分会心电图及心律失常委员会（American Heart AssociationElectrocardiograph and Arrhythmias Committee， Councilon Clinical Cardiology）；美国心脏病学基金会（American College ofCardiology Foundation，ACCF）；心律协会（Heart Rhythm Society）共同制定，并经国际自动化心电图协会（International Society forComputerized Electrocardiology，ISCE）认可。
第一部分 心电图及技术
目 录
第一部分 心电图及技术
一、心电图及技术
二、既往标准的回顾
三、心电信号及处理
1、心电信号
2、心电信号处理
3、心电信号采样
4、低频滤波技术
5、高频滤波技术
6、典型导联及波形测量技术
7、同步采集导联综合测量技术
8、为实现心电图的传输、存储和检索回放进行的数据压缩
四、常规导联系统
1、常规肢体导联和心前导联的电极放置
2、标准肢体导联的起源及导联间的关系
3、加压肢体导联来源及心前导联
4、同步采集导联现状
5、标准导联的交替排列
五、非传统导联的应用
1、躯干和肢体导联位置的变化
2、导联数量减少
3、导联数量增加
六、导联错接与电极位置不当
1、肢体导联与胸前导联错接
2、导联位置错误
3、心电图的计算机解释
七、总结
第一部分 心电图及技术
摘要：本建议主要阐述静息心电图及技术，旨在促进对心电图形成原理的理解，确立临床实践中能提高心电图的准确度及实用性的标准；讨论心电图波形及其测量方法；特别强调能够自动测量、自动生成诊断报告的数字信号采集及计算机处理技术；重申了导联位置、记录方法及波形的意义。在讨论心电图技术进步的临床意义的过程中，提出心电图标准化的建议。
自19世纪末Einthoven发明的弦线式心电图机应用于临床以来，心电图机的应用已有百余年历史，心电图早已经成为心血管疾病诊断中最普遍采用的方法和临床工作中最基础的检查工具。心电图是确诊急性冠脉综合征并迅速开始治疗的必不可少的辅助诊断工具，是确诊室内传导障碍和心律失常最精确的方法。心电图的分析有助于发现电解质异常，特别是血钾和血钙异常；有助于发现和诊断一些遗传性原发性心电疾病或心脏结构异常。心电图常规用于监测应用抗心律失常药物或其他药物时心律失常的发生情况；常规用于非心脏手术患者术前评价，用于对从事高危职业或参加体育竞技的人群的筛查；同样适用于大样本人群长期监护随访的临床研究以及药物潜在性心脏效应的实验研究。
1992年，AHA/ACC曾联合发表了心电图的应用指南。鉴于心电图的应用范围非常广泛，准确的记录和精确的分析有重要的临床意义。为达到临床医生和患者所期望的高精水平，应针对心电图记录分析的整个过程，建立和坚持经专业完善认可的、以临床证据为基础的统一标准，这具有十分重要的意义。
然而，自1978年以来，一直没有对心电图的规范和准则进行全面更新。而此三十年中，心电图技术、解剖学认识、病理学、电生理学、心电图的遗传信息基础，异常心电图与临床疾病的联系等方面都取得了很多进展。而最重要的进展之一是计算机系统广泛应用于心电图的存储与分析。目前美国应用的绝大多数均为数字式心电图机，配备自动测量心电波形的间期和振幅的软件，能提供同步的心电图报告，并能与同一台心电图机以往的心电图记录进行对照分析。然而，不同的自动系统有不同的技术特点，测量的振幅、间期及诊断有显著不同。
鉴于以上原因，AHA提议对心电图标准化与解析指南进行更新，并得到美国心脏病学会（ACC）、心律学会（HRS）和国际心电计算机学会（ISCE）的联合支持，其主要目的如下：
① 回顾目前心电图记录和解析技术的现状，寻找有待更新的方面；
② 简化和统一目前应用的各种心电图描述、诊断和名称，确定普遍及更简化的标准术语；
③ 明确心电图描述、解析和比较中存在的缺点，并结合以上提及的新进展，提出改进建议。
一、心电图及技术
本建议旨在：
（1）审核静息心电图及技术的关系；
（2）增加对现代心电图的起源和记录的理解；
（3）确定提高心电图准确性及实用性的标准。重点将放在能够提供心电图自动测量及自动生成诊断的数字记录方法和基于计算机的信号处理系统。
二、既往标准的回顾
三、心电信号及处理
数字化12导联心电图的自动化分析涉及到信号分析和诊断分类两方面的问题。心电图的处理过程包括一系列步骤，每一步均需遵循方法学标准。
这些步骤包括
(1) 信号采集（包括滤波）；
(2) 数据转换或为进一步处理作数据准备，包括查找波群，对波群进行分类将其归为“优势类型”和“非优势类型”（异位类型），构建每个导联的常见或处于中位数的波群模板；
(3)波形识别，即诊断波形起始点和结束点的确认过程；
(4) 特征提取，即波形振幅和间期的测量；
1、心电信号
常规12导联心电图记录的是随心动周期变化的体表特定位置的电位差；它反映了心肌细胞在每个心动周期中除极和复极时跨膜电位的差异，Einthoven等认为心电图产生于一个固定的、依赖于时间的、单个偶极子源，可以用一个向量——心向量来表示。在这个模型中，任何导联上的电压均可被解释为心电向量在被称为导联轴的直线上的投影。Burger等扩展了这一概念而将导联轴也作为向量来处理。导联向量，既具有一个不同于导联轴的方向，也具有一个长度。导联上的电压不仅是心电向量在导联轴上的投影，而且也是其在导联向量上的投影与该导联向量长度（即“强度”）的乘积。导联向量的方向和长度，取决于人体几何学和躯体组织变化着的电阻抗。电极对（也可由数个电极组合为2个电极中的1个）以及利用其描记产生的波形叫做导联。由于存在于电极接头处的局部信号强度明显减弱以及躯体的异质性不断变化（包括胸内组织边界及阻抗的变化），将电极放置在躯干与直接放置在心脏上截然不同。在任何时间，心脏的电活动均由不同的有方向的电势组成。因此，体表上任何一点的电位代表瞬时的未被抵消的心脏电势，该点电势的抵消也依赖于躯体的异质性。进一步阅读，参见Horacek在1989年发表的关于导联理论的综合分析。当电极向远离心脏的方向移动时，心电信号强度与导联强度一起减弱。根据立体角原理，信号值与立体空间因素和非立体空间因素两者都有关。非空间因素包括跨越心脏内部边界的膜电位差的数值。而空间因素包括在相对于单位大小的球体面积上的电势差值的投射边界；心电信号将随着球体面积的绝对增大而增加，但随着电极与心脏的距离增加而减小。在心脏内部同时出现的活动波锋可以使这种看似简单的心电原理模型变得混乱。
体表QRS波群的基本频率约为10Hz，尽管可以检测和研究500Hz的低幅、高频成分的波形，但在成年人中绝大多数的诊断信息都被包含在100Hz以下。婴儿的QRS波群中包含的重要成分的频率常常可以高达250Hz。T波的基本频率接近1～2Hz，在带宽1～30Hz间进行心电信号滤波，可以产生一个基本上无干扰的稳定心电图，但这个滤波带宽不适合用于诊断性记录，因为这种滤波会使高、低频信号成分都产生失真，高频成分决定心电信号变化最迅速的部分，包括Q波及QRS波群中的顿挫部分。由于QRS波群测量值依赖于准确的检测R波的顶点，高频信号响应不足会导致系统低估了信号的振幅并因滤波除掉了波形的顿挫以及Q波。另一方面，低频信号响应不足会导致复极严重失真。因此，模拟和数字心电图滤波算法的转换函数对产生的心电图有较大的影响。
2、心电信号处理
3、心电信号采样
（1）技术
直到20世纪70年代，记录模拟心电信号的直描式心电图机一直占据主导地位，这种状态自然延续到现在。近来通用的心电图机在心电信号处理之前将模拟心电信号转换为数字心电信号。现代心电图机心电信号的模数转换通常在前端进行，例如导联线缆模块。前置的模数转换器初始采样率高于心电信号进一步处理的采样率，超级采样（oversampling）要保证检测和显示脉宽<0.5ms的起搏器刺激脉冲。采集模块前端的采样率应为1000～2000Hz，但更新型模数转换器的采样率能够达到10000～15000hz，甚至更高；其他模数转换器的采样率是适应性的，其输出与检测到能量成比例。
（2）临床意义
为了将模拟电信号转换为一系列间断的数字点（一般描述成每秒采样单位，或粗略描述为xHz的采样率），计算机应用的初始采样率通常比进一步处理心电图信号要求的采样率高许多倍，这被称为超级采样。起搏器刺激脉冲一般短于0.5ms，而采样率在500～1000Hz的普通信号处理技术不能可靠地检测到起搏器刺激脉冲，因此，超级采样率的主要优势是检测狭窄的起搏器脉冲。目前所有的系统软件均不能准确可靠地检测起搏器脉冲。超级采样也可以改进高频滤波信号质量。除了起搏器脉冲信号时限过短所造成的困难外，现代双极起搏器刺激脉冲的振幅很低，经常因振幅太低而不能在常规心电图中识别，这个问题需要通过分辨率而不是人工放大描记起搏信号来解决。
建议
4、低频滤波技术
（1）技术
心率是指每分钟的心搏次数（bpm），当心率除以60时，即成为以赫兹（Hz）为单位的频率成分的低界限，在临床中该频率不太可能低于0.5Hz（相当于心率30次/分），心率低于40次/分（0.67Hz）也不常见。然而，传统的模拟滤波，即0.5Hz的低频滤波会导致心电图相当大的失真，对ST段水平的影响尤其突出。这种失真源于心电信号频谱和振幅变化突然区域出现的相位非线性特性，同样会发生在QRS波群结束与ST段交界处。数字滤波采用渐进性低频滤波方法不产生相位失真，该滤波方法通过逆时相二次滤波过程实现双向滤波技术，即从T波的终点到P波的起点进行二次滤波。这种滤波方法应用于存储在计算机内存中的心电信号，但不能应用于没有时间延迟的连续实时心电监护信号。也可采用平台响应滤波器来实现零相位漂移，其可以减少基线漂移而没有低频失真。
（2）临床意义
低频噪音（如呼吸所致）可引起心电图基线的上下波动。0.5Hz低频滤波曾经广泛应用于心电图监护，其可以减少由于呼吸运动所致低频干扰引起的基线漂移，但可以导致心脏复极的图形显著失真，即产生伪差性ST段偏移。1975年，AHA推荐诊断性心电图采用0.05Hz低频滤波。这个建议保持了心脏复极图形的精准，但没有消除基线漂移的问题。由于许多现代心电图系统应用典型的PQRST波群组合形式（有时称为模板）并将其波形依次连在一条直线上，所以必须消除基线漂移；否则，基线位移可使模板的振幅改变。新型的数字滤波器可以校正基线漂移而保持ST段水平精准，这些数字滤波方式有责任修订模拟滤波要求的、以前推荐的标准。
建议
5、高频滤波技术
（1）技术
数字化采样率决定能够准确回放的信号频率的上限。根据Nyquist原理，必须以频响上限频率的两倍进行数字化采样。由于该原理仅适用于无限区间的采样形式，1990年AHA建议以最小理论值的2～3倍确定采样率。目前已有一系列的研究表明，在成年人中要允许150Hz的高频数字滤波，必须应用500Hz的采样率获取数据才可以使振幅测量误差减少到1%左右。而在儿童中则可能需要更大的带宽以保证振幅测量的准确性。欧洲CSE组织建议振幅在20μV、时限在6ms以上的波形应该能被识别，这意味着150Hz为高频响应的上限。2001年，荷兰的报告表明，为了在95%以上受试者中保持振幅测量误差低于25μV，带宽的上限在儿童应该为250Hz，青少年应该为150Hz。
（2）临床意义
滤波信号中包含较高频率成分可以使快速上升的速率、峰值振幅和短时限波形的测量更准确。高频响应不足会降低QRS波群振幅测量值和微小波形的检测能力。因为数字化心电图具备毫秒级时间分辨率和毫伏级振幅分辨率，近来来关于心电图高频响应的推荐指南已有很大进展。1975年AHA认为100Hz的高频响应足以保证直描式心电图机肉眼观察心电波形进行诊断的准确性。即使如此，长期以来我们已经认识到在QRS波群中存在着更高频的信号成分，而这些信号成分在不同的心脏病患者中有临床意义。在成年人、青少年和儿童中，为了保证测量常规间期和振幅的准确性，高频响应上限至少应为150Hz，而250Hz的高频响应上限更适合于婴儿。从这些高频上限推荐指南很明显可以推断：记录常规或监护心电图时，如果通过设置40Hz高频滤波来减少干扰将会使任何用于诊断分类的振幅测量值无效。
建议
6、典型导联及波形测量技术
（1）技术
QRS波群的振幅和时限取决于心脏每次搏动间的变化以心搏之间的呼吸变化，因此，ANSI/AAMI标准推荐采用每个导联出现最大振幅偏折的波形作为测量振幅的典型波形。数字化记录的测量值比模拟记录的可重复性更好。数字化心电图机可以通过为每一个导联生成充当的典型波形的“模板”来减少或排除不想要的心搏变异。Willems等已经说明，分析一个平均心搏的程序的变异性明显小于测量每个波群或任一被选心搏波形的程序；Zywietz 及其同事也报道了类似的发现。单一导联平均波形或中位数波形模板源于精选的、对准排列的波群。一种算法结合使用几个平均周期波形的中位数值技术。为达此目的，准确的对准排列正常PQRST波群的方法不同，但通常都包括模板波形匹配和交叉相关算法以排除非优势波形。对准排列是决定在模板生成后测量处理成功的关键环节。噪音干扰可以影响间期测量值和梗死及其他诊断的敏感性和特异性，在对准排列的典型波形中，应用均方根（root mean square，RMS）技术处理噪音会造成残余误差，将更多的波群合并到典型波形（模板）中可以减少残余误差。Zywietz已经证实在构建的波群中噪音水平可以降至5μV以下而能够评估振幅为20μV的偏折波，其误差不超过10%。然而，并不是所有的波形变异均来源于噪音干扰，一项应用CSE数据库的研究表明，在某些情况下，典型波形的诊断价值可以通过对不同波群进行分类而得到改进。尽管在1990年AHA文件中包括了其他心电图特征的详实的推荐标准，但并没有典型心搏构建准确性的详实的推荐标准。
（2）临床意义
毋庸置疑，在心脏电活动的每次心搏之间均存在着一些生物学变异，这与记录体表心电图时的呼吸变异不同。为了检测QRS波群和TWA等特殊目的，可能需要保留检测逐搏改变的能力。然而，常规记录心电图时，通过对每个导联构建单个、稳定的、用于分析的典型波形来减少噪音，导致了每次心搏间的变异被排除。数字化心电图机可以通过为每个导联构建典型波群形的方式校正呼吸变异与减少心搏之间的噪音，从而提高单个导联测量值的准确性。自动测量值产生于这些典型波形模板，而不是产生于单个波形的测量值。平均波群模板产生于精选波群的每个数字化采样点的平均振幅；中位数波群模板产生于每个数字化采样点的中位数振幅。因此，测量值的准确性主要依赖于典型模板波形生成的准确性。
建议
7、同步采集导联综合测量技术
（1）技术
有些数字化心电图机（并非所有）应用时间连贯(time-coherent)的同步采集典型波形以得到综合的间期测量值，将波群按时间进行叠加确认波形最早的起点和最晚的终点，该测量方式比从单个导联获得测量值更准确。该测量技术是通过在按照时间对准排列的单个波形中寻找电压快速改变的最早和最迟的时间点来实现。另一种测量方法是通过多个导联形成一个空间向量振幅，以3个导联的数据为例，通过振幅函数(x2+y2+z2)1/2计算确定坐标位置。同样，也可以得到同样有用的函数|△x|+|△y|+|△z|，其中△x为X导联上2个连续采样点之间的振幅差值，表示空间速度函数，△y、△z依此类推。当只有几个精选的典型波形进入综合测量程序时，如果没有确定波形最早的起点和最晚的终点，间期测量值也许会被低估；相反的情况，综合测量也许因包含通过人工阅读不被认可的单一导联记录数据信息而高估间期测量值。测量中的差异也可能来源于导联对准排列或模板构成的方法不同，以及不同制造商确定波形起点和终点不同算法的差异。这种现象的重要性可见于QT间期的确定，不同的T波终点确定方法可以干扰检测的可重复性。在这种背景下，不同的计算机辅助分析程序在心电图测量过程中造成的差异必须被评估。
（2）临床意义
现代数字化心电图机同步12导联数据采集的能力迫使人们要对来源于模拟、单通道记录心电图的间期测量标准和参考值做出重大修订。任何导联向量方向与心电图波形在起始或结束部分的心电向量接近垂直，波形起始或结束部分在此时的导联上将被记录成等电位成分。由于单通道记录时导联没有的准确按时间对准排列，多数病例在单一导联上测量间期时不能检测波形最早的起点和最晚的终点，结果导致源于单一导联PQRST波群的间期测量值被系统性低估。这个现象的简单例子就见于QT离散度测量，原因是T波的等电位成分存在于正常心电图的一些导联中。
通过同步记录不同导联的测量提供了一种用于间期测量的识别波形最早起点和最晚终点的方法。从按时间对准排列的导联信息中获取测量值将系统性的大于从单个导联或几个导联平均所获得的测量值。在人群研究中的P波时限、PR间期、QRS波群时限和QT间期，通过时间对准排列的多导联或空间向量导联模板中测量的波形间期比在单一导联中的测量值更大。另外，综合测量也会影响Q波时限值，而后者决定着心肌梗死的心电图诊断。因此，必须重新定义心电图同步记录导联测量技术一度房室阻滞、P波时限、心肌梗死时Q波时限、QRS波群时限和QT间期在人群基础上的判断标准。有几项应用同步记录12导联心电图测量正常值的研究已经发表。在常规心电图中需要对QT间期进行综合测量，但从按时间对准排列的波群中综合测量QT间期仍有疑问。部分原因是因为目前可以用来定义和识别T波终点的算法存在差异，而其可影响测量。在该领域确立可重复的方法之前，对心电图进行比较分析时必须认识到不同算法对同步导联记录测量的潜在影响。特殊情况下，如在药物试验中的QT间期监测，可能仍需要从通过单一导联或多导联中选择QT间期测量的方法。
建议
8、为实现心电图的传输、存储和检索回放进行的数据压缩
（1）技术
以500点/秒采样计算，10秒的单导联数字化心电图记录大约需要10kB内存，因此，10秒未压缩的12导联心电图按照推荐标准数字化后需要约占用80~100kB内存，另外模版波群和个人基本资料也需要内存。已经有几种心电图数据压缩方法被用于缩短处理时间和最小化永久保存数据的内存。压缩技术包括快速傅立叶转换、离散余弦转换和小波转换以及混合压缩方式。这些压缩方式可以提供8:1到10:1的压缩比，结果的均方根误差范围从＜0.5%到＞2%。一般来讲，压缩比与均方根误差成负相关，最近的算法能提供20:1的压缩比，但均方根误差达到4%。由于数据压缩对心电图高频成分的影响程度较低频成分大，要求至少有1种算法对QRS波群内的信号进行双模抽样保持500点/秒的采样率，而其余部分的记录数据可以压缩至更低的采样率。数据压缩可以发生在信号处理之前或之后，但其中任一方式的数据压缩都发生在信号传输到中心存储系统之前，并影响到所有记录的检索回放。因此，1990年AHA报告建议还原压缩数据的真实性应当与对应的采样数据相差在10μV之内。由于计算机网络增加了传输速度和存储容量，在一些应用中，无损压缩技术可以取代传统的压缩方法。
（2）临床意义
心电图数据压缩可以快速传输和恢复存储在中心数据库的记录，缩小存储需要的内存。基于多种数学转换形式的算法大约可使数据压缩8倍，信号的保真度保持在2%左右的误差。然而，这个误差在整个心动周期中并不是统一的。数据压缩对高频信号（短间期）的影响比相对平滑的低频信号更大，因此，与对ST段及T波等其它信号测量的改变相比而言，数据压缩对QRS波群内部测量（如起搏信号、Q波时限和R波振幅）的改变更大。某些情况下，床旁记录的未压缩的心电图可以不同于经过压缩和存储后而还原的心电图波形，当系统程序对心电图波形再次分析时，也可以影响原始波形与还原波形的连续比较。进一步而言，不同的制造商应用不同滤波和不同时序模版可以影响心电信号的测量，同样，压缩方式不同也可以影响不同制造商生产的仪器所还原心电波形比较。当压缩波形遵循已制定的或更新的与原始信号保真度的标准时，这些差异将达到最小化，甚至被新的无损压缩方法（记录时心电信号无损失）所消灭。
建议
1990年，AHA在报告中推荐心电图原始信号保真度应用标准。压缩算法应当通过某种方式使其还原数据达到这个标准。
四、常规导联系统
1、常规肢体导联和心前导联的电极放置
（1）技术
常规12导联心电图包括3个肢体导联（Ⅰ、Ⅱ和Ⅲ导联）、3个加压肢体导联（aVR、aVL和aVF导联）和6个心前导联（V1~V6导联）。3个加压肢体导联是Goldberger将Wilson所提出的中心电端作为一个无干电极，然后分别与所探测的电极配对。同样，6个心前导联也是以中心电端作为无干电极，分别与所探测的电极配对。所有的导联实际上都是“双极”导联，用“单级”这个词语描述加压肢体导联和心前导联是不精确的。可以参考Macfarlane对不同类型心电图导联系统的全面研究。在皮肤上放置电极之前，清洁皮肤可以减少干扰，提高心电图质量。多年以来，肢体导联的电极被连接在手腕和脚踝上，同时病人头下垫枕仰卧。
关于常规12导联的记录，1975年，AHA推荐4个肢体导联电极放在远离肩膀和臀部的远端。因此，电极不一定必须放在手腕和脚腕处。然而，试验证明，电极放在肢体不同的部位可以形成不同的心电图，特别是电极放在左上肢时这种现象尤为明显。因此，应该重新评定这种变化对临床产生的影响，我们将在下文中详细讨论。6个胸前电极的位置是：V1在胸骨右缘第4肋间，V2在胸骨左缘第4肋间，V3在V2和V4连接线的中点，V4在左锁骨中线与第5肋间相交处，V5在左腋前线V4水平处，V6在左腋中线V4水平处。
（2）临床意义
皮肤准备和电极位置对心电图有重要的影响。病人位置的改变，例如身体的抬高和旋转，可以改变心电图的振幅和电轴。多年来人们广泛公认，心电图的波幅、间期和电轴不受肢体电极位置远近的影响。其结果是，为了减少移动误差，常规从上臂记录心电图而不从手腕记录变得更加普遍，而一次性电极的使用也促进这个趋势的发展。然而，一项研究表示，电极沿着肢体放置的位置可以影响心电图的电压和间期，尤其是肢体导联。这种改变是否能影响到诊断标准，例如左室高电压或者Q波时限，尚不清楚。使情况更复杂的是，在实际制订心电图诊断标准的过程中可能就存在着电极位置的变化，因为在过去数十年来的研究中极少详细描述电极的放置位置。
自从大不列颠及爱尔兰心脏协会与AHA联合委员会制定的诊断标准诞生以来，标准心前电极相对来说处于一个水平位置。如果心前电极不以基础的骨性标志为标准，电极位置可能在方向上就会变得垂直。心前电极的错误放置常常导致心电图波形的较大变化。
一个常见的错误就是V1和V2导联错误地放在第2或第3肋间。这可能导致这两个导联的R波振幅下降，大约每个肋间相差0.1mV，这可能引起胸前导联R波振幅递增不良或错误的前壁心肌梗死的征象。V1和V2电极位置较高常常可能引起波群呈rSr形伴T波倒置，类似于aVR导联记录的波形。在膈肌位置较低的患者中，如阻塞性肺病患者，V3和V4电极被放置在心室边缘上，可能记录到以负向波为主的心电图而伪似前壁心肌梗死。
另外一种常见错误就是V5和V6电极放在第6肋间隙，甚至更低的位置，这可能导致波幅的改变而影响到心室肥厚的诊断。在相当多的情况，心前导联的错误放置可以解释不同次描记的心电图波幅的变化。关于V5和V6电极的标准位置，目前的指南和教科书中仍然存在分歧。一些观点仍坚持原来的意见，认为V5和V6电极应该沿第5肋间放置，而不是与V4保持平行。
此外，普遍的认为，应该将腋前线作为解剖标志放置V5电极。然而，争议是一直存在的，因为肋间隙是多变的，腋前线的定义也是模糊的。对于乳房较大的女性来说，心前电极的放置也有疑问。最常见的是将电极放在乳房下，这样可以减少较高的身体阻抗所引起的波幅衰减，并且看起来，在常规操作中有利于放置位置的可重复性。相反，一项研究提示将电极放在乳房之上，心电图测量结果的可重复性略有提高。另外一项采用精确电极放置的研究认为由于乳房所引起的电压衰减很小。
然而，还有研究发现，电极放在乳房之上时，仅V3的波幅是衰减而V5和V6的电压增加；这可能是因为V5和V6电极被正确的放置在V4水平，而不是像放置在乳房下方时低于V4水平。很明显，这种影响的大小与乳房的大小、形状和病人的位置是密切相关的。在隆胸或肥胖病人中也要考虑到相同的影响。
建议
2、标准肢体导联的起源及导联间的关系
（1）技术
Einthoven最初通过四个肢体电极定义了额面肢体导联。以右下肢电极作为电学参照可以改善共模抑制比消除不必要的噪音。这样就存在了3对电极。在每一对电极中，其中一个电极作为导联的阳极端，从某种意义上说电流流向这个电极时被描记成向上的方向（即正向），而流向另一个电极时则描记成恰恰相反的波形。Ⅰ导联被定义为左上肢与右上肢之间的电位差（LA-RA），Ⅱ导联为左下肢和右上肢之间的电位差（LL-RA），Ⅲ导联为左下肢与左上肢之间的电位差（LL-LA）。当净电流流向每一对电极中的阳极时，所记录波形为正电压的偏折波。根据Kirchhoff法则，在一个闭合电路中电压升高和电压降低的总代数和是零。因此，在心动周期中的任一时刻，Ⅱ导联=Ⅰ导联+ Ⅲ导联，这被称为Einthoven法则。
（2）临床意义
通过三个肢体电极可获得6个波形。其中三个称为标准肢体导联，将流向某个电极的净电流方向定义为心电图向上的波形，相反的电流则定义为心电图向下的波形。从某种意义上说是从另外一个角度记录电活动。电极的极性随导联不同而发生变化，例如LA电极在Ⅰ导联是阳极端，而在Ⅲ导联中是阴极端。Einthoven’s定律表明，任何一个标准肢体导联都能通过另外两个标准肢体导联计算得出。因此，3个标准肢体导联包含了两个不确定的因素，肢体导联的位置可以通过等边三角形的勾股定律来解释，即大家所熟知的Einthoven三角。Einthoven’s定律促进了心电图立体形态图形的形成，例如对电轴和两个电极端的信息，尤其对于心肌梗死时ST段的抬高均有意义。
建议
3、加压肢体导联来源及心前导联
（1）技术
电极电位中包括2个或多个身体表面电位的平均电位，其不同于每一个单独起作用的电位。Wilson及其同事设计了中心电端作为一个新的参照电位。Wilson中心电端（WCT）被看作是RA、LA、LL电极电位的平均值，即WCT=(RA+LA+LL)/3。Kirchhoff’s定律中不要求WCT电位在心动周期中是0或是一个恒定的值。与RA、LA、LL组成双极肢体导联不同，以WCT作为参照电极推出了新的额面肢体导联VR、VL和VF。Wilson将此命名为单级肢体导联。Wilson’s的VR、VL和VF导联振幅相对较低。从中心电端连接的电极中去除欲记录的电极，Goldberger发明了加压单极肢体导联。之所以称为加压肢体导联，是因为从计算方法上说，其50%的波幅是靠中心电端提供的。Goldberger的加压肢体导联的中心电端通过以下方法被获得，即（LA+LL）/2=aVR，（RA+LL）/2=aVL，（RA+LA）/2=aVF。因此，aVL导联代表了左上肢和改良的中心电端（Goldberger所提出的中心电端）的电位差。其计算方法为LA-(RA+LL)/2，进一步简化为leadⅠ-leadⅢ/2，同样，aVR导联是RA-(LA+LL)/2，进一步简化为leadⅠ-leadⅡ/2。aVF导联是LL-(LA+RA)/2，简化为leadⅡ-leadⅢ/2。这些衍生的导联使额面上形成了新的垂直平面，在心动周期中aVR+aVL+aVF=0。而6个胸前导联描记出多个胸前电极与WCT的电位差，例如V1导联代表着V1电极与WCT的电位差，即V1-WCT。
（2）临床意义
加压肢体导联和心前导联用一个衍生的电极作为电极对中的参照电极。Wilson提出了一个合理的假设，他认为中心电端的电位波动相对于其它所探查的电极端将是很小的。因此，所谓的单极导联将较大程度地反映所该电极的电位变化。以至于后来，许多研究者错误地认为加压肢体导联反映了所探查电极附近某一区域的心电活动。这主要是未能认识到所探查电位是由所有心肌细胞在某一瞬间的除极和复极所决定的。即使加压肢体导联的出现提出了垂直平面，从数学上说，其中任何一个也是从2个标准肢体导联衍生得出的，前文已述及。因此，它们并不包含心电活动中的任何新的信息。从数学上说，这些计算来源于Einthoven三角等变性的一些假设。这样，6个额面导联就包含了3个标准肢体导联和3个加压肢体导联，实际上它仅仅包括两个独立的测量因素。在临床中，心电图的电位测量也是通过两对肢体电极来计算出3个标准肢体导联和3个加压肢体导联。但是6个导联的出现对临床心电图立体层面的认识提供了一定的帮助。不同于额面多个导联的计算关系，心前导联电极提供了唯一的某个测量电极与中心电端的电位差。因为所研究的电极不是被连接在一个封闭的电环中，而是相对独立的，没有任何一个从其它信息中可以计算出来。因此，标准的12导联心电图实际上包含了8个独立的因素：2个肢体导联和6个心前导联。
建议
4、同步采集导联现状
（1）技术
用单通道心电图记录仪，通过利用转换机制，使每个导联得以有序地记录。数字化心电图机可同时记录8个通道的相对独立的信息，其中4个记录肢体导联（每一个均可从另外两个推导得出）。单独的两个通道校准必须精确到10ms甚至更小。心电图输出形式通常采用横排和竖列进行分区。当用标准型号的心电图记录纸，以25mm/s的速度记录时，可连续记录4个2.5秒的竖列。因此，每一个竖列代表10秒记录当中的一个连续的2.5秒。在常规同步导联模式中，第一个竖列是Ⅰ、Ⅱ和Ⅲ导联，第二个竖列是aVR、aVL和aVF导联，第三个竖列是V1、V2和V3导联，第四个竖列是V4、V5和V6导联。其余的横排可记录10秒连续记录中的1个或3个导联的节律分析。有的心电图机还可记录6个同步肢体导联和6个同步心前导联的各5秒记录。
（2）临床意义
同步导联采集的最大优势是可同步对不同导联波形进行比较，形成一个即刻的立体空间图形，有一定的诊断意义。例如，aVR和aVL导联一过性波形的改变有助于对心肌梗死患者分支阻滞的诊断。同样，多个导联P波和QRS波群的同步描记，对心律失常和心肌梗死的诊断有一定的价值。
建议
数字化心电图机对心电图的描记能够精确地提供多导联的即刻信息汇总，最大限度地减少误差。被打印出来的心电图能够根据需要以不同模式反映某一时刻多个导联的心电图情况。
5、标准导联的交替排列
（1）技术
Cabrera用更先进的方法更科学的技术重新排列了额面的六个导联，就像心前导联有V1～V6的顺序一样，同时他提出了用镜像aVR(-aVR或maVR)代表了Ⅰ、Ⅱ导联之间的电信号这个顺序。从右到左是Ⅲ、aVF、Ⅱ、-aVR、Ⅰ、aVL，从左到右是aVL、Ⅰ、-aVR、Ⅱ、aVF、Ⅲ。Cabrera排序除了有助于心肌梗死的定位外，也有助于计算额面电轴，这种排列方法被称为全面展示。
（2）临床意义
无论是单通道记录仪的顺序记录还是用同步导联顺序记录的提出，不仅具有解剖定位意义，还具有历史性意义。V1-V6导联通过心前区从右向左依次排列，额面肢体导联之间是没有这样严格顺序的。例如，aVF导联代表Ⅱ、Ⅲ导联之间向量的改变，但是这在标准导联排序时不容易体现出来。同样，Ⅰ导联和aVL导联是按逆时针方向排列的。aVR导联被认为是一个腔内导联，其导联轴方向为从心室心尖指向心房。但是，镜像aVR被看做是存在于Ⅰ和Ⅱ导联之间，并且从Ⅱ导联到Ⅰ导联呈逆时针方向排列。有报道镜像aVR的应用有助于提高急性前侧壁心肌梗死的诊断分型和危险性评估。
建议
对于Cabrera所提出的肢体导联排列顺序，建议可选择性应用。从aVL导联到Ⅲ导联按从左到右的顺序是合乎逻辑的，它比较接近传统的肢体导联的放置位置。为了保持一致，肢体导联在水平方向上从左到右的顺序也被推荐为此顺序。同时指出，肢体导联的顺序已经被大部分人所接受，想要改变这种观点需要花费很长的时间。目前，应该鼓励生产制造商生产这种比较实用的心电图仪，以便于人们使用。
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