摘要
本声明阐述静息心电图与其技术之间的关系，旨在促进对心电图起源的了解，确立能够在临床实践中提高心电图的准确度及实用性的标准；讨论了心电图的典型波形及其测量方法；特别强调了能够自动测量、自动生成诊断报告的数字信号采集及计算机信号处理技术；重申了导联位置、记录的方法及波形表现。整个声明中，在涉及到心电图技术进展的临床意义的上下文中对心电图标准加以讨论。
自从19世纪末Willem Einthoven发明弦线式电流计以来，心电图已成为最常用的心血管疾病的诊断程序和临床应用的基本工具。在急性冠脉综合征的诊疗中，心电图不可或缺；同时，心电图也是诊断心室内传导异常及心律失常最有效的方法。对心电图进行解释会加深我们对电解质异常的认知，特别是血清中的钾离子及钙离子，同时也可以检测一些遗传性异常的心电活动和心脏结构异常。心电图常规应用于对抗心律失常药物或其他药物的监测、非心脏手术的术前评估、筛选高危职业的个体，以及某些特殊情况（例如参加运动）。作为一种研究工具，心电图已长期应用于人群监测研究及某些已知或潜在的对心脏有影响的药物的研究。
1992年，AHA／ACC联合发表了心电图应用指南。由于心电图应用广泛，精确地记录和正确的解析显得至关重要。由于临床医生及病人对心电图高精确度的要求，确立及遵守心电图的发展并遵守循证医学的证据是必要的。然而自从1978年以来，心电图从未有过全面更新的诊断标准及规范。三十年来，心电图有了长足发展，包括技术的改进，解剖、病理、生理、遗传等知识的更新，以及对异常心电图与临床之间联系的深入了解。最重要的改变是心电图广泛地应用计算机存储及分析技术。美国大部分的心电图机配备了数字化、自动化软件，可以自动测量时间间期和振幅，提供及时的自动化解析，并可在相同的系统下与既往的记录进行比较。然而，不同的自动化系统有着不同的技术规格和特点，导致在测量的振幅、时间间期和诊断报告中存在明显的差异。
基于上述原因，美国心脏协会发起了对心电图标准化和解析的更新。此项目被美国心脏病学会、心律协会及国际自动化心电图协会认可。本次更新旨在：（1）审核目前记录和解析心电图的技术现状，确认有无修改的可能性；（2）简化和统一各种描述性的、诊断性的术语，建立一套通用的、便于应用的术语；（3）找出描述、解析及比较算法上的弱点，提出改正措施，并将上述新发现的因素整合入其中。
委员会主席(L.S.G.)由美国心脏协会临床心脏病分会心电图与心律失常专业委员会推荐，并组建咨询小组，协助设定目标和推荐其他的编委。委员会共召开5次会议，讨论目标及识别需要更新的特定区域，并回顾心电图学所取得的进展。每项议题均由相应的工作小组和组长完成。本部分为整个科学声明的第一部分，随后是有关描述、诊断及对比词汇表，旨在减少重复性及非信息性的陈述，再之后是有关室内传导异常、心室复极化异常、肥大及缺血、梗死的部分。
1 心电图及其技术
本声明旨在：
1.1 审核静息心电图及其技术的关系；
1.2 增加对现代心电图起源和记录的理解；
1.3 确立提高心电图准确性及实用性的标准;重点将放在能够提供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。
工作组注意到临床医生可能对ECG处理和记录的技术细节不熟悉。因此，本声明的主要目的是为临床医师提供心电图技术及心电图解析之间的关联。心电图技术的改进与应用有着深远的临床意义，例如采用心电图参考数据不同的自动化测量系统，其测量结果的变化足以使临床诊断发生改变。计算机诊断技术的敏感性和特异性有所提高，但与此同时，显然仍需要临床医生通读并确认计算机对心电图的诊断。
2 既往标准回顾
在计算机时代，过去几十年已经推出了许多关于心电图记录标准和心电图解析的指南。最新的、比较完善的心电图机一般技术和导联的AHA标准在1975年出版。1978年，ACC工作组制订了一系列优化心电图技术的指南报告，内容包括心电图解析和术语的标准化、数据库的开发、心电图记录的质量、计算机诊断心脏病、心电图的临床应用、心电图的性价比以及心电图未来方向的讨论等。在欧洲，Willems及其同事推出量化心电图的国际通用标准（internationalcommon standards for quantitative electrocardiography，CSE），CSE研究旨在减少计算机程序在心电波形测量上的广泛变异，评估和改进计算机解析程序的诊断分类。1990年，AHA发布了基于计算机心电图系统的应用扩展和技术改进之上的自动化心电图机的带宽和数字信号处理推荐标准。1991年，医疗设备发展协会(Association for the Advancement of Medical
Instrumentation，AAMI)综合1975年和1990年的AHA推荐标准，将其总结为心电图诊断设备的纲要性文件，并通过了美国国立标准学会(American National Standards Institute，ANSI)批准。2001年，ANSI再次确认了该文件。其他报告陈述了心电图应用和医生解析心电图的相关问题。
3 心电信号及其处理
数字化12导联心电图的自动分析涉及信号分析和诊断分类两方面。心电图的处理过程包括一系列的步骤，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。
3.1 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。
3.2 心电信号处理
数字心电图机处理心电信号涉及到体表电极的最初采样率，然后，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，这种滤波可以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，或者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的影响。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。
3.3 心电信号采样
3.3.1 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）要保证检测和显示低于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。
3.3.2 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的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的检测起搏器脉冲。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。
3.3.3 推荐
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，厂商应该持续不断的发展和改进算法。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1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。
3.4 低频滤波技术
3.4.1 技术
心率是指每分钟的心跳次数（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。
3.4.2 临床意义
低频噪音（如呼吸所致）可引起心电图基线上下波动。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，基线波动可以使模板的振幅改变。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。
3.4.3 推荐
为了减少人为干扰造成ST段失真，1990年AHA的文件建议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。
3.5 高频滤波技术
3.5.1 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。
3.5.2 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。
3.5.3 推荐
在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。
3.6 典型导联及波形测量技术
3.6.1 技术
QRS波群的振幅和时限取决于心脏每次跳动间的变化以心跳之间的呼吸变化，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跳变异。Willems等已经说明，分析一个平均心跳的程序的变异性明显小于测量每个波群或任一被选心跳波形的程序；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。为了达到这些目的，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，但并没有典型心跳构建准确性的详实的推荐标准。
3.6.2 临床意义
毫无疑问在心脏电活动中每次心跳之间存在着一些生物学变异，其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跳改变的能力。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，导致了每次心跳间的变化被排除。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跳之间的噪音，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。
3.6.3 推荐
数字化心电图机必须提供心跳对准排列的技术，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。
3.7 同步采集导联综合测量技术
3.7.1 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。
3.7.2 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下一度房室阻滞、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。
3.7.3 推荐
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。
3.8 为实现心电图的传输、存储和检索回放进行的数据压缩
3.8.1 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。
3.8.2 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。
3.8.3 推荐
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。
4 常规导联系统
4.1 常规肢体导联和心前导联的电极放置
4.1.1 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。
4.1.2 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，这可能引起心前导联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。
4.1.3 推荐
负责记录心电图的医技人员和其他医务工作者应该在皮肤准备、正确的电极放置和病人的体位方面定期进行再培训。所有的导联实际上都是双极导联，在描述标准肢体导联、加压肢体导联、心前导联时，不应再区分“单极”和“双极”，不应再使用这两个术语。还需要进一步研究阐明电极放置在肢体的近端还是远端对心电图波幅和间期的影响。当前诊断标准的有效性可能依赖于肢体导联放置在与标准制订时采用的相同位置。在这个问题尚未解决期间，所有关于诊断标准的研究都应以电极位置的精确性为前提。V5、V6电极放在V4水平处比放在第5肋间更可取。V5电极放在V4、V6电极中间比放在腋前线处可重复性更好，所以当腋前线不容易定位时应放在V4和V6之间。关于V6电极的位置其关键在于腋中线的定义。腋中线可以理解为中心的延伸或者中间水平线。对于女性来说，在没有电极放在乳房之上更合适的研究出现之前，目前胸前电极应该放在乳房之下。
4.2 标准肢体导联的起源及导联间的关系
4.2.1 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。
4.2.2 临床意义
通过3组肢体电极可获得6个波形，其中的3个被称为标准肢体导联，每组电极中的1个作为阳极，净电流方向指它时，ECG中则描记向上（正向）的波形，根据定义，反向的波形则为标准导联的镜像图形。从这层意义上说，通过一个导联对记录的电活动可以从任一个方向检测。单个的电极不同于导联的电极端，例如LA电极在Ⅰ导联的LA-RA组合中是作为阳极端，而在Ⅲ导联的LL-LA组合中则不是阳极端，这就是其突出区别。Einthoven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出来。因此，3个标准肢体导联仅包含两条独立的信息。尽管人们常常用一个等边三角形（即大家所熟知的Einthoven三角）的顶点来表示肢体导联的位置，Einthoven定律还是完全独立于关于3个电极的几何位置的任何一种假设。即使有这些考虑，多余的导联也促进了心电图空间形态特点的完善，例如对电轴的计算以及从已有导联的两个电极端信息考虑对临床都有帮助，尤其在心肌梗死时对ST段抬高的评价。
4.2.3 推荐
使用者应该记住关于标准肢体导联的大量信息。即使这些信息有些冗长，多导联包含着的不同视角的信息，这也有助于提高对心电图异常情况的识别。
4.3 加压肢体导联及心前导联的起源
4.3.1 技术
一个电极的电位也可由2个或多个体表位点电位的平均值（或加权平均值）获得，它不同于参与平均计算的每个电极的自身电位。Wilson和他的同事设计了一个以肢体电极为基础的中心电端作为一个新的参照电位。Wilson中心电端（WCT）由RA、LA、LL电极电位的平均值，即WCT=(RA+LA+LL)/3，Kirchhoff定律不要求WCT电位在心动周期中是0或保持恒定。WCT与RA、LA、LL之间的电位差被分别定义为新的额面肢体导联VR、VL和VF。Wilson称这些电极对为“单极”肢体导联。Wilson的VR、VL和VF导联的波幅相对较低，因为中心电端电位中也包含了这些探查部位的电位。通过从中心电端电位中除去单个探查电极的电位，Goldberger提出了“加压单极”肢体导联，之所以如此称谓是因为从数学角度上说，记录的波幅与利用Wilson中心电端记录的相比增大50％。加压肢体导联的Goldberger中心电端通过以下方法计算获得，即aVR导联为（LA+LL）/2，aVL导联为（RA+LL）/2，aVF为（RA+LA）/2。因此，aVL导联代表了左上肢与改良后的Goldberger中心电端的电位差，其计算方法为LA-(RA+LL)/2，其可简化为（Ⅰ导联-Ⅲ导联）/2。同样的，aVR导联为RA-(LA+LL)/2，可简化为-（Ⅰ导联+Ⅱ导联）/2；aVF导联为LL-(LA+RA)/2，可简化为（Ⅱ导联+Ⅲ导联）/2。这些衍生的导联提供了额面内的新向量视角。必须注意在心动周期中aVR+aVL+aVF=0。6个常规心前导联是根据胸壁上的探查电极与原始WCT的电位差计算的，每个心前导联用Vi表示，代表着Vi-WCT的电位差。
4.3.2 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另一个电极。Wilson提出了一个合理的假设，他认为其中心电端的电位波动相对于那些探查电极端会很小。因此，他的所谓“单极”导联将极大地反映探查电极的电位变化。后来，许多研究者常常错误地认为其意味着这些导联反映的仅是探查电极附近心脏局部的电活动。这主要是未能认识到探查电极所在局部电位是由所有心肌细胞在瞬间除极和复极的电活动所决定的。即使加压肢体导联提供了额面内不同方向的观察，从数学角度说，其中任一导联也可以从2个标准肢体导联推算出来的。这个在上文中已谈到。因此，它们不包含任何新的信息，只是提供了观察心电活动的新视角。从数学角度说，这些计算与Einthoven三角等边性的所有假设无关。这样，6个额面导联（包括3个标准肢体导联和3个加压肢体导联）实际上仅仅包含两个独立的测量信号。在临床中，现代心电图机也是测量两对肢体导联电极的电位差并用其测量结果来计算出第3个标准肢体导联和3个加压肢体导联。虽然在额面六轴系统中包含着许多重复信息，但是多个导联的图形显示促进了对心电图立体层面的正确认识，这对于临床解释可能很重要。与额面肢体导联之间的数学关系不同，每个心前电极都提供了测量部位与中心电端的独有的电位差。因为心前区的探查电极不是像肢体电极那样被连接在一个闭合的电路环中，心前导联彼此相对独立，没有任何一个导联可以从心电图中的其它信息准确计算出来。因此，“常规”12导联心电图实际上包含了8个独立的信息：2个被测量的肢体导联（从中推算出其余4个肢体导联）和6个独立的心前导联。
4.3.3 推荐
额面的加压肢体导联和心前导联来源于衍生的电极对，而不应该把它们描述为“单极”。使用者应该认识到3个加压肢体导联的衍生性和重复性的本质，但仍保留这些导联是因为多个导联便于我们在临床中解释心电图。
4.4 同步导联的显示
4.4.1 技术
模拟单通道心电图记录仪是通过使用一个按照规定组合连接着电极的切换装置顺序记录每个导联的。数字化的心电图机可以同时记录8个通道的独立信息，其余的4个肢体导联将通过所记录的2个肢体导联的信息所衍生出来。各个独立通道描记器对准必须精确到10ms以内，差值更小则更为理想。最通用的心电图输出格式是按照行列的方式独立显示每个导联。以25mm/s的速度记录，标准型号的纸可以显示连续4列2.5s的心电图形，每列之间没有时间间隔。因此，每一列代表持续10s的记录中的连续2.5s。在最通用的同步导联记录模式中，第一列为同步的Ⅰ、Ⅱ和Ⅲ导联，第二列为同步的aVR、aVL和aVF导联，第三列为同步的V1、V2和V3导联，第四列为同步的V4、V5和V6导联。还可附加几行连续记录10s的1个、2个或3个导联的心电图以供进行节律分析。有的心电图记录仪，附加行可以被用来显示5s的6个同步肢体导联和6个同步心前导联，或者是12行同步记录的导联。
4.4.2 临床意义
同步导联采集的最大优势是它能够对不同导联波形进行时间上的精确对准比较，结果使人们可以从时－空的角度进行观察，而具有诊断学意义。例如，经过时间对准分析aVR和aVL导联波形的改变有助于在存在心肌梗死的情况下作出分支阻滞的诊断。同样，多个导联P波和QRS波群的同步描记，对分析心律失常和诊断心肌梗死有一定价值。
4.4.3 推荐
数字化心电图机对心电图的标准描记应当能够提供对多个导联的精确时间对准，最大对准误差不能超过10ms，理想的是在实际可行的情况下尽可能减小误差。可以根据各单位的习惯以不同的格式将按时间对准的各组导联心电图打印出来。
4.5 常规导联的替代信息格式
4.5.1 技术
Cabrera（或称有序）排序法重新排列了额面导联，使其按照解剖学渐进排列，就像心前导联从V1到V6的顺序一样而更符合逻辑和次序。该排序法用镜像aVR(-aVR或maVR)代表Ⅰ导联与Ⅱ导联之间的信号，其顺序从右到左依次是Ⅲ、aVF、Ⅱ、-aVR、Ⅰ及aVL导联，或者从左到右依次是aVL、Ⅰ、-aVR、Ⅱ、aVF和Ⅲ导联。Cabrera排序法除了有助于心肌梗死的空间定位外，也有助于计算额面电轴。这种排序方法与心前导联顺序显示时也被称为全景显示。
4.5.2 临床意义
无论是通过单通道记录仪顺序显示，还是作为同步导联获取设备的标准排列，心电图记录的肢体导联的显示顺序是由于历史原因形成的，而不是基于解剖学的。因此，尽管V1～V6导联是经过心前区从右向左并稍向下方依次排列的，额面肢体导联之间是没有这样严格顺序的，而不易将各个导联与其解剖学上直接相邻的导联进行比较。例如，aVF导联代表Ⅱ、Ⅲ导联之间观察向量的电位差，但是这不容易被表现在标准的排列顺序中。同样，从解剖意义上说，从II导联开始，Ⅰ导联和aVL导联是按逆时针方向排列的。aVR导联常被认为是一个腔内导联，从心尖部指向心房。但是，镜像aVR导联可以被认为代表了解剖学上逆时针方向排列在Ⅰ和Ⅱ导联之间一个视角。已有报道使用镜像aVR导联有助于提高急性下壁和侧壁心肌梗死的诊断分型和危险性评估。
4.5.3 推荐强烈推荐常规使用肢体导联的Cabrera排序法来取代目前的标准显示方法
为了按4列3行导联的格式来显示心电图，采用按从左到右的顺序（从aVL导联到Ⅲ导联）是合乎逻辑的，因为它比较接近将肢体I导联放在左上方的传统布局格式。为了保持一致，水平排列肢体导联时也建议采用从左到右的顺序。然而，通用的肢体导联排列顺序在心电图传统中已经根深蒂固，新的排序方法想要被广泛接受可能需要花费很长的时间。目前，应该鼓励生产制造商在新的心电图仪中能够将这种显示方法作为常规选项。
5 非传统导联的应用
5.1 肢体导联放置在躯干和其他改良的位置
5.1.1 技术
在做运动心电图和动态心电图时，将肢体导联电极放置在躯干部位可以减少由上、下肢体活动造成的噪音干扰。应用Mason-Likar导联系统电极位置记录12导联心电图已经应用于临床诊断，该导联系统将上肢电极放在锁骨下窝中部到三角肌的插入部位，而左下肢电极放在左腋前线上肋缘与骼嵴之间的中部。最近应用更多的Mason-Likar导联监护系统将上肢电极放置在锁骨之外。心前电极放在标准位置。一种为自行车功率计（蹬车运动试验）设计的代替的改良肢体导联将上肢电极放置在上肢上部外侧，下肢电极放置在髂嵴前方。这种放置在躯干的肢体导联有时也用于婴幼儿的心电记录，以减少由上下肢体运动造成的干扰。
5.1.2 临床意义
由于肢体运动造成噪音干扰，在常规记录动态心电图和运动心电图时采用标准肢体导联电极位置记录和监护心电图不符合实际。典型的监护心电图应用包括床旁有线记录或遥测观察心跳节律和ST段变化，定量分析的动态心电图，还有诊断性运动试验时的心电图记录。监护心电图导联位置对心跳节律诊断无不利影响，但是，使用躯干电极位置记录的波形在导联方法上不同于标准12导联记录心电图。除身体位置不同影响心电图以外，放置在躯干的监护电极无法提供标准的肢体导联，中心电端的失真变化会影响加压肢体导联和心前导联。与常规心电图相比，Mason-Likar导联系统和其他代替导联电极位置对QRS波群形态的影响比复极更大，这些差异可能纳入假阴性和假阳性的梗死标准。肢体运动造成干扰是新生儿、婴幼儿和儿童常规记录心电图时一个特殊的问题，在这些人群中有时应用躯干导联；由导联系统导致心电图差别的临床意义有待被确定。
5.1.3 推荐
将肢端电极放置在躯干所记录的心电图并不等同于任何目的的标准心电图，不能被用来与常规心电图相互交替使用进行连续比较。肢体导联放置于躯干对心电波形振幅和间期的影响评估在婴幼儿是必需的。使用躯干肢体导联记录的心电图必需清楚标明，包括在新生儿和儿童中使用躯干肢体导联记录的12导联心电图，以及在成年人中记录的动态心电图和运动心电图。进一步而言，坐位和立位记录的心电图也不等同于标准仰卧位心电图。
5.2 简化的导联设置
5.2.1 技术
应用数学原理从简化的导联构建一个人工合成的12导联心电图是可能的。这种人工合成的心电图能够近似于标准导联记录的心电图但并不是对其的复制。Frank导联系统为心向量图记录而设计，其中包含用于心向量图生成的正交导联信息。该系统需要7个电极，其中5个应用在第五肋间与胸骨左缘交叉的水平面定位点：A点位于左腋中线，C点在左胸壁前部E点与A点中间，E点在胸骨前面中间，I点位于右侧腋中线，M点在后背部脊柱中间。另外，H点位于后颈部与躯干连接处，F点位于左足部。正交导联的信息由导联电压权重值模型建立。EASI导联系统简化到5个导联电极，其中E点、A点和I点同Frank导联系统，增加了一个S点电极——位于胸骨中线顶部，还有一个接地的参考电极提供垂直方向的信号。除了正交数据外，EASI导联系统还需要使用转换系数以生成人工合成的12导联心电图。EASI导联系统应用于心电监护患者的优势是不需要肢体电极，允许患者四周移动并免除心电信号中难以容忍的干扰，不需要确定肋间间隙并且可以避开乳房。
5.2.2 临床意义
目前普遍应用简化导联进行心电监护，临床中已能够使用12导联重建算法，认识这些心电图的衍生本质很重要。Frank导联系统和其他心向量图导联系统可产生心向量的正交的X、Y和Z轴成分，这些成分可以被合成三维心电向量环并被展示在二维平面上（额面、横面和矢状面）；它们可像心电图一样用电压－时间记录的方式直接检测。大量的正交导联数据转换可被用于生成人工合成的12导联心电图，在这些估算中使用的通用的转换系数常常不能满足躯干形态和阻抗异质性的个体变异。通过与基础12导联心电图相比较得出患者个体化数据的转换方法能够提高随后人工合成心电图的准确性。躯干的不均一性也限制了从EASI导联系统得到人工合成12导联心电图的准确性。EASI导联的一个优势是相对简化了电极放置的解剖学定位，从EASI导联人工合成的心电图已经显示出与常规12导联心电图的有效的关联值；然而，这些人工合成心电图的波形间期和振幅可能不同于相应的常规心电图。人工合成12导联心电图是否提供实际工作的优越性以及是否足以复制ST段的移位而在急性缺血综合征时可用来代替常规心电图是当前重要的研究课题。EASI导联对复极变化监测的数据转换的准确性是否能够方便在药物试验中对个体的动态观察，也需要进一步研究。
5.2.3 推荐
人工合成的12导联心电图并不等同于标准12导联心电图，不能推荐代替标准心电图而常规使用。所有从简化导联设置衍生的人工合成12导联心电图必需清楚标明。尽管使用EASI导联系统人工合成的心电图也许适用于某些目的，如监护心律，但是不能将它们等同于标准12导联记录或者推荐为当前的心电图常规使用方法之一。
5.3 扩增的导联设置
5.3.1 技术
将标准12导联联合3个Frank导联的混合导联系统可用于一些心电图机。扩展的导联设置包括用于体表心脏电活动标测的多电极阵列。躯干阵列包括在多个水平线和垂直线中包绕着的电极，这些阵列的详细情况超出了当前报告的范围。通过较大的电极阵列记录进行体表标测的研究已经提供了有用的心电图在胸部定位信息，但它们的复杂性阻碍了它们取代标准心电图作为常规来应用。此外，胸导联有益于急性心肌梗死的研究，4个附加的心前导联已经被确定用于临床(V3R、V4R、V5R及V6R)，这些导联的每个电极安置在标准心前导联在右胸部的镜像位置。在这种右胸的电极排列中，标准V1导联可看作V2R，而标准V2导联可看作V1R。另外已经建议检查附加的后胸部导联来识别左室后壁ST段抬高事件，包括V7（在腋后线），V8（在肩胛骨下），V9（在脊柱旁线），每个导联都放置在V6导联的水平面上。
5.3.2 临床意义
尽管急性右室梗死有时可以从V1的ST段抬高识别，19世纪80年代早期的研究表明增加右侧心前导联对急性下壁梗死患者诊断急性右室梗死有价值。在这种情况下，在1个或多个右胸导联的ST段抬高超过0.1mV对诊断右室损伤具有中度的敏感性和特异性，并与潜在的右室功能不全及较多的住院并发症相关。左室后壁的急性心肌梗死，在理论上可以通过心前导联V1-3的对应性ST段压低证据来诊断，看似附加的右胸导联和附加的后胸导联可以通过标准心电图导联重建，（在其他的论述中将这个区域描述为解剖学上的下侧壁，而取代后壁）。在所有的研究中，额外增加导联并不提高梗死诊断的敏感性；然而，据报道在一部分后壁心肌梗死病例中左后胸的ST段抬高是ST段抬高的唯一部位。最近的急性冠脉综合症介入治疗指南对ST段抬高和非ST段抬高的梗死的处理方法有重大不同。在这个意义上讲，心肌梗死时前壁ST段的压低从空间向量观察的角度看，在心电图上等同于后壁的ST段抬高，但是它可能在术语上明显不同于治疗指南中文字解释的、需要“ST段抬高”干预原则。尽管如此，在急性后壁心肌梗死的后壁导联ST段抬高的幅度经常＜1mm，由于导联方向、邻近效应和躯干不均一性，其抬高的绝对幅度可能与前壁导联ST段压低并不相等。在1个或多个后壁导联上ST段抬高对后壁梗死的诊断具有中度敏感性和高度特异性，但这些附加发现对于预测住院并发症增加的价值仍然不清楚。
5.3.3 推荐
由于梗死的治疗随着是否累及右室而不同，在急性下壁心肌梗死时推荐增加右胸导联记录，但不建议在无下壁心梗时记录这些导联。在心肌梗死或急性冠脉综合征时，治疗依赖于有ST段抬高证据的情况下，建议增加后胸导联记录。对无急性冠脉综合征的患者，不建议常规增加这些导联记录。由于ST段向量在提高心肌梗死的诊断分类中的应用逐渐增多，建议在心电图的标题数据中目前测量的P波、QRS波群和T波电轴之外增加ST段额面电轴。
6 导联错位交换与电极位置错误
6.1 肢体导联与心前导联错位交换
6.1.1 技术
当一根专用导联线与电极的组合放置错误时或者专门导联线与独立放置的电极连接错误时，就会发生导联错位交换（更准确的说是电极线缆错位交换）。导联线的彩色编码是心电图机制造标准特征之一，但尽管如此，在电缆末端的导联线还是可能发生连接错误，时间序列的P波形态常常用于辨别导联错位交换，这些工作原理可以应用于计算机算法。适用于计算机辅助心电图机的算法要能够检测导联错位交换。
6.1.2 临床意义
导联错位交换实际上是2个或多个电极的线缆连接错位交换。这可能导致在标准肢体导联内部配对错误或者探查导联与中心电端的配对错误。当电极错位交换牵涉到中心电端时，所有导联将受到影响。导联错位交换影响2个或者多个标准导联，进而影响心电图记录。因此，导联错位交换可以导致缺血诊断的假阳性和假阴性结果。其中一些改变可以被警觉的操作技师识别或者被进行回顾分析的医生正确解释，尤其是有以前的心电图作对比时更荣易识别，但是其余的改变可能未被识别或者需要重新记录心电图。左右上肢位置互换将使肢体I导联记录的图形反向，
II导联和III导联的图形互换，aVR导联和aVL导联图形互换，而aVF保持不变。由于中心电端未受到影响，心前导联不发生改变。在正常情况下，I导联与V6导联的P波和QRS波群方向类似。这些表现与在镜像右位心患者中记录到的心电图进行区别的一条线索就是导联位置错误时I导联与V6导联记录的图形显著不同。可以推断，一位镜像右位心患者的心电图可以通过故意反接左右上肢导联和应用右胸镜像心前导联而“正常化”。左右下肢导联线的互换也容易辨认，因为此时II导联记录的双下肢之间的电位差接近于0，结果导致仅II导联波幅很低，而标准I导联和III导联图形对称性反转。左上肢与左下肢导联线互换较难识别，因为其主要影响常常是心电轴的轻微偏移和III导联的图形倒置；从肢体导联中P波形态的改变可以怀疑电极位置错误，尽管这种识别方法的特异性受到质疑。怀疑导联错位交换可以通过与以前的心电图或随后描记正确导联位置的心电图参考比较来确定。V1和V2、V2和V3或者这三个导联全部错位交换，可以引起R波逆向递增而类似于前间壁梗死的心电图表现，但这种人工伪差能够通过在相同导联中P波和T波渐变规律异常而识别。
6.1.3 推荐
负责记录常规心电图的医务人员应当接受避免导联错位交换以及如何识别这种错误的相关指导的培训。数字化心电图机应当包含导联错位交换的检测算法并在导联阻抗异常增高以及怀疑导联位置错误时报警，以便记录心电图的人员能发现并及时纠正。如果在记录前不能纠正错误，应当在预置的解释报告中包括一个诊断性陈述以提醒阅图者存在不同类型的导联错位交换。
6.2 导联位置错误
6.2.1 技术
心电图振幅和间期测量随心前导联位置而变化，而其与指南推荐的心前导联解剖学位置的差别范围常常很大。Kerwin等学者早期工作证明仅在约半数的男性中能达到心前导联位置在1cm之内的重复性，女性中则更少。心电图检查时电极位置准确性随时间推移而下降。一项近期研究报道低于三分之二的常规心前导联放置在指定标志的1.25英寸范围内，但误差不是随机分布的。心前导联比所需要的分布更加垂直，这是因为在半数以上的病例中V1和V2导联电极被错误放在更高的位置，而三分之一以上的左胸电极被错误放在更偏向左下方的位置。
6.2.2 临床意义
心电图导联位置可变性是心前导联心电图振幅测量重复性不佳的一个重要原因。间期测量的重复性要好于振幅测量。现在已经确认心前导联即使心前导联电极位置变化仅2cm也会导致重大的诊断错误，尤其是那些涉及到前间壁心肌梗死和心室肥大的诊断。因心前导联位置错误而使计算机自动诊断改变的比例高达6％。
6.2.3 推荐
应当常规对负责记录心电图的所有人员进行关于心前导联正确位置的定期再培训。对于急性或亚急性期心电波形监护设置，如果无法将正确放置的电极留置在原位时，应当使用某种形式的皮肤标记以提高导联电极位置的重复性。
6.3 心电图的计算机自动分析
6.3.1 技术
提供心电图诊断解释的诊断性数字化心电图程序需要两个基于计算机的处理过程。第一阶段是通过上文讨论过的处理方法准备用于分析的信号。正如本声明前面章节的讨论，影响信号处理的技术问题决定着诊断算法测量的准确性。信号处理方法包括信号准备（采样、滤波和模板构建），波形特征提取和测量。时间序列的同步导联数据和典型模板波群建立是特征提取和测量可靠性的关键。当不使用时间序列数据时，综合性测量的间期值将系统性的偏小。第二阶段是应用诊断算法分析处理过的心电图。诊断算法的结构可以是启发式的（判定标准以经验为基础）或统计学式的（以概率为基础）。启发式诊断算法最初被设计为将不相关联的测量阈值汇合到一个决策图表或布尔数学标准组合（Boolean
combinations of criteria）。统计学式诊断算法通过增加对诊断的概率描述而避免诊断上的不稳定，这些不稳定与不相关部分周围的微小系列变化密切相关。贝叶推理方法（Bayesian logic）是这些算法的基础。其他的统计学方法使用判别函数分析，该功能除了使用离散变量外还可以应用连续的心电图参数来产生一个计分点。即使这些诊断算法还是导致诊断描述的阈值离散，但其可重复性比启发式诊断算法更佳。神经网络分析与常规判别函数分析功能在培训方式、结果分类和获得判断界限的方面有所不同。统计学分析方法依赖于有完整记录案例的数据库，以便获得可用的最佳心电图指标。这样的一个数据库必需足够大以保证其结果在统计学上是可靠的。该数据库还必需包括足够多的不同程度异常的病例，从轻微到严重的病例以及常见易混淆条件下的典型分布。有完整记录人群统计资料也已被用于研发诊断算法，这样的算法不再是简单的模仿人类审阅心电图。与此类似，目前的研究显示在计算机分析程序中增加向量环判断标准（或者从同步导联数据中推导出等价信息）可以提高12导联心电图诊断功能。
6.3.2 临床意义
考虑到技术因素对心电图测量潜在的深刻影响，当以不同方法处理心电信号后，应用同一诊断算法得出不同的解释结果并不惊奇。坚持方法学标准化可以使这些差异最小化和促进心电图测量和分析的统一，并方便心电图记录的连续比较。即使遵守这些标准，仍可以预见在应用不同处理方法的诊断设备之间会存在小的系统性差别，尤其是关系到诊断的、如此重要的对QRS波群时限和QT间期的综合测量。欧洲CSE组织在1985年的研究表明，在10个标准心电图系统间的测量差别之大，足以改变诊断结论。然而，近期没有研究直接比较利用目前通用的商业化生产的标准心电图记录系统所完成的模板波形和综合性测量。在测量准确性的技术问题之外，评估心电图程序工作情况很困难。系统程序的诊断结论可以与心脏病专家或心脏专家共识的诊断结论以及有独立数据支持的明确诊断结论相比较。CSE组织评估了15个心电图和心向量图分析程序，他们参考的数据库包括有记录的心室肥大和心肌梗死病例，这些诊断强依赖于振幅和间期的准确测量，而更倾向于计算机分析。总体结果表明，计算机程序正确分类的心电图比例（中位数91.3％）低于心脏病专家的分析结论（中位数96.0％），然而在总体准确度方面，在不同的诊断算法之间会产生重大的差异。Salerno等回顾了13个计算机处理心电图的报告，表明在个体化诊断方面这些计算机程序总体工作情况不如专家审阅者。虽然如此，在缺少专家审阅者时，计算机辅助程序能够提高诊断的准确性。
6.3.3 推荐
心电图的计算机解析是心电图工作者的辅助工具，所有基于计算机的心电图报告都需医生审阅。在用于诊断解析的最终特征提取和测量之前应当构建每个导联的精确的单个模板。应当采用来源于多个导联的时序排列数据来检测波形的最早起点和最晚终点进行综合测量。确定性的和统计或概率算法应当建立在良好的数据库基础上，包括病理学改变程度和混合分析状况下的适当分布。这类分析算法应当通过未用于研发的数据来证实其有效性。复杂诊断算法的系统程序将以文字形式给出决定诊断描述的测量参考值，其中包括人工合成的矢量环和其他新的测量值。无论心电图程序是否提供了连续比较，应当由经过培训的阅图者来动态观察比较连续的系列心电图。使用标准化解释词语汇编将方便各种不同诊断算法的评估工作。
（J Am Coll Cardiol 2007;49:1109 –27.）
