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点我、点我

AHA/ACC/HRS

译校者

郭继鸿 刘仁光 张海澄 陈琪 张兆国 昃峰

本标准化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。

与国际接轨，这是中国心电学会和中国心律学会的神圣而不可推卸的责任。为此，我们邀请了国内几位年富力强的年轻学者将这一科学声明全文翻译，同时还邀请了几位德学双馨的专家和学者针对科学声明做了解读。同时，高传玉教授撰写的2009年美国心脏病学会（ACC）和美国心脏协会（AHA）联合发表的“运动试验对心血管疾病诊断价值的专家共识”解读文章也收录进《心电图标准化和解析的建议与临床应用国际指南2009》，共同形成了2009年心电图领域的最新国际指南的一本图书。

第一部分：心电图及技术

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；

(5) 诊断分类。诊断分类可以是启发式的（例如，确定性或基于经验基础的规则）或统计学方法的。

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

数字心电图机处理心电信号时，涉及到体表电极的最初采样率，其后，再排除或阻止基线漂移、波动和呼吸造成的低频噪音干扰，以及肌颤、电源和周围电磁造成的高频噪音干扰。因此，心电图机必须对体表心电信号进行滤波和放大处理。数字滤波可设计成线性相位特点的滤波，这种滤波可避免传统模拟滤波造成的波形失真。

最初的采样数据经过滤波后，系统为每个导联建立主导波形的特有模板，并在该模板中测量心电波形的振幅和间期值，全面的测量数值产生于单个导联的数据，或同步采集单个导联数据的数学组合计算，测量误差对心电图诊断报告的准确性有重要影响。影响心电图的技术因素请参考Zywietz所作的综合分析。本文将从技术术语、临床意义和推荐应用几个方面讨论影响心电信号的处理的因素。

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

建议应用对频响上限频率进行有效倍增的超级采样来达到数字信号的推荐带宽。为了识别和量化显示起搏器刺激信号，以及在心电图存储和回放时保存起搏器信号，厂商应该持续不断地发展和改进算法。但不应该人工增大低振幅起搏器刺激信号的振幅来帮助辨别，因为这将会使记录到的心电图波形失真。取而代之，推荐厂商增加单独一行仅有标准输出描记代表检测到的起搏器刺激信号的通道，来协助辨别心房、心室和双心室起搏信号。该行描记可作为一个节律条图与标准的4列3行导联信号一起输出，或者不采用独立的节律条图输出，而在标准导联中的一个导联上输出，以达到检测起搏信号的目的。

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

为减少人为干扰造成ST段失真，1990年AHA的文件建议将0.05Hz低频滤波作为数字滤波器的常规技术，但对于具有零相位失真的线形滤波器该标准可放宽至0.67Hz或更低。根据所有输入信号复制的个体决定因素的最大容许误差，ANSI/AAMI的1991年推荐指南认可对该低频滤波技术应用于常规12导联心电图标准限制的放宽，并在2001年再次进行了确认。这些标准仍继续推荐应用。

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

1991年ANSI/AAMI推出标准建议，在所有常规12导联心电图中应用至少150Hz的高频滤波，在2001年的修订标准中再次强调该建议。ANSI/AAMI文件还详细描述了所有输入信号复制的个体决定因素的最大容许误差，这些内容超出了本报告的范围，但它是制造商的重要指南，最新的推荐指南继续建议青少年和成年人的常规12导联心电图应用至少150Hz的高频滤波，增加了儿童的常规心电图应用250Hz的高频滤波，这是依据个别制造商按照推荐指南标准方法进行的准确性测试。当使用不理想高频滤波时，如40Hz，心电图机应当自动向使用者报警，同时在描记常规心电图的过程中，心电图机应当自动重新设定合适的高频滤波。

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

数字化心电图机必须提供心搏对准排列的技术，以便进行选择性平均计算或者构成精准典型波形，充分满足计算机程序诊断心电图。典型波形构建的详实标准需要进一步开发。

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

心电图波形间期的综合性测量值是通过在多个导联中的时间连贯数据来确定波形最早起点和最晚终点的方法获得的。常规检查时，心电图报告中必须注明P波时限、PR间期、QRS波群时限和QT间期的综合性测量值。对基于一个参考标准的不同种综合性测量方法需要进行对比性研究。应当通过缩小综合性算法和测量方法的差异来促进标准化，但是在对比研究中必须说明各个算法内部以及算法之间的差异。必须注意儿童、青少年和成年人正常心电图的定义范围，以及特殊年龄组、性别和种族的分层。必须给出检测方法不同之处以及波形间期正常范围的算法说明。关于QT间期测量，综合性确定T波终点时应该与至少一个导联中较好确认的T波终点相匹配。为了进行药物评价等特殊目的时，可以选择通过单个或多个导联来测量QT间期的方法，但在同一试验中不应当采用不同方法测量QT间期来进行QT间期序列比较的研究。

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。

未完待续

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

 

第二部分 心电图诊断术语  

一、组织和使用

二、诊断标准

三、心肌梗死术语

表1 首要术语

表2 次要术语

表3 修饰语

表4 比较术语

表5 一般使用规则

表6 首要及次要术语配对规则

表7 一般修饰语与首要术语配对规则

表8 便捷术语

 

第三部分 室内传导障碍  

一、正常QRS波群时限

二、对先前诊断标准的修订

 

第四部分 ST段、T波、U波和QT间期

一、原发性与继发性复极异常

二、ST段异常

三、T波异常

四、U波异常

五、QT间期

第五部分  心腔肥厚相关的心电图改变 

一、左心室肥厚

二、右心室肥厚

三、双心室肥厚

四、心房（P波）异常  

 

第六部分  急性心肌缺血与心肌梗死

一、ST段抬高与压低的意义及重要性

二、解剖学上相邻导联的定义

三、ST段改变的阈值

四、ST段抬高及压低与闭塞血管及区域的相关性

五、缺血后T波的变化

六、合并室内传导阻滞患者心肌缺血/梗死的诊断

七、根据QRS波群的改变程度来评估心肌梗死的范围

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