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一个多世纪前，Waller就明确的认识到心脏产生的电位在人体上呈动态性空间分布，并于1887年应用Lippman毛细管静电计在人体表面记录到人类史上第一份心电图，但他仅记录到了室波的图形。Einthoven受到Ader弦线式电流计的启发并对其进行改进，并于1902年在人体表面描记到清晰的心电图，并将记录到的波形按先后顺序标记为P、Q、R、S、T（1年后他又记录到并命名了U波）。1903年，Einthoven发表了《一种新的电流计》一文并获得广泛承认，这标志着心电图临床应用时代的开始。 一、心电图的形成原理 众所周知，心肌细胞的动作电位是心电图形成的根本原因。心脏大约由1010个心肌细胞构成，按时间先后记录下所有细胞除极、复极过程中在体表产生的综合电位代数和的变化即体表心电图。心房除极形成了P波；心室除极形成QRS波群，心室复极则形成了ST段和T波。体表心电图的波形取决于激动起源点的特性、激动的扩布以及容积导体的特点等。 1、激动扩布的电偶学说 心房、心室肌细胞的动作电位过程大致如下：当处于极化状态（内负外正）的心肌细胞膜的某一部分受到机械、电流或化学性刺激时，该处相应的离子通道开放，膜外的Na迅速内流，使膜内外电位差由负电位立即反跃为正电位的过程被称为除极过程。随后细胞内的K外流，而Na内流速度锐减至消失，细胞内由正电位立即下降而开始复极过程（其中还有Ca2内流的参与）。当阳离子出细胞数量超出入量时，胞膜又逐渐恢复原有的极化状态。 当极化膜的一端受到激动后，瞬时内膜外的Na大量进入细胞而开始除极。此处的电位随之骤降（细胞膜外分布着负电荷，称为电穴），但邻近尚未除极的部分，膜外仍保持原有的阳离子（细胞膜外分布着正电荷，称为电源）。物理学上称这种间距极小带有等量相反电荷的两个表面或两极为“电偶”（dipole，又称双极子）。一条心肌纤维的两端出现了电位差，电流由电源流向电穴，这一局部电流可使未复极部分（电源）处细胞膜两侧电位减少而达到引起兴奋的阈电位水平，结果在该处产生“动作电位”，使带正电荷的“电源”部分细胞除极而电位下降，而成为新的“电穴”。如此扩展，直到整个心肌细胞乃至周围其它心肌细胞不断地产生“电穴”与“电源”，除极结束为止。可见除极过程的扩布，正如一组电偶，沿着细胞膜在向前推进，电源在前，电穴在后。 对于单个心肌细胞来说，胞膜最早开始除极的部分首先开始复极，复极部分的膜外重新出现正电荷，该部位的电位必然高于邻近尚未复极部分的电位，两者之间存在电位差，也就有电流活动。电流由已复极部分（电源）流向尚未复极部分（电穴）。随后，电穴部分也开始复极而成为其前面尚未复极部分的电源，而更前的部分先为临时电穴，随后转为电源，就象一对电偶沿着细胞膜在向前推进，而电穴在前，电源在后，而恰与除极过程相反。 激动的扩布不单纯局限在细胞内，由于心肌细胞间存在着相互连接，电偶的推进可以跨越细胞界限。由于心肌细胞的形状不规则，相互之间连接的分布也不规则，因而在电传导能力方面具有各向异性。对于整个心脏来说，在每一瞬间都是许多对电偶同时沿着不同方向前进的。 每一对带有电源和电穴的电偶向心脏的其他部位扩散的过程都有一定的方向和电势大小，是一种电向量。在一个瞬间内，无数个心肌的电向量可以被综合成一个有方向，有强度大小的综合向量（瞬间向量）。可以将激动扩布过程想象为大小及方向都在不断变化的瞬间向量的顺序变化，也可以想象为固定在容积导体中央的一对电偶的指向和电势在不断变化。 2、容积导体的概念 人体细胞浸于体液之中，而体液中含有多种电解质，具有导电性，可以把体内任何部位产生的电流传导到其他部位。人体作为一种导电介质是连续延伸的具有一定体积的三维空间区域，整个躯体可以看成一个类似柱状的容积导体（volume conductor）。 下面我们举例说明容积导体的导电特性。一桶氯化钠溶液就属于均质容积导体，在其中心，放置一个电池的两极，由于氯化钠溶液具有均匀一致的导电性，所以电流布满整个容积的溶液中，沿无数线路自阳极流向阴极，而溶液中各个部位的电流强度不同，所测得的电位也不同。在这桶氯化钠溶液体内与两个电极等距离的平面上其电位为零，在此平面的两侧有无数的等电位线，在同一条等电位线上，任何两点的电位均是相等的。电池的正、负极可以看成一对电偶，越靠近正极电位越高，越靠近负极电位越低。实验证明，容积导体中某一点的电位强度与它到电偶中心的距离的平方成反比，其次该点与电偶轴线的成角关系也影响着电位的大小，可以用公式表示：V=E·cosθ/r2（V为容积中某一点的电位，E代表电偶的电势差，r为该点至电偶中心的距离，θ为该点和电偶中心连线与电偶轴心线所形成的夹角）。 均质性容积导体只是为了理解心电图形成原理而对躯体建立的一种简化模型。实际上，人体是由不同组织器官构成，各部分的阻抗不同即是非均质的，当然其形态也并非简单的圆柱形。 二、导联的概念、构成和发展 心电信号通过电极传入到心电图机，再经滤波和放大后记录为心电图波形。记录心电图的电极联接方式称为导联。按其导线连接方式的不同可分为双极导联和单极导联。
①双极导联：将一对电极（正极和负极）直接放置于体表相隔一定距离的任意两点而构成，两点间的连线代表导联轴，具有方向性（由负极指向正极）。它测量的是两个电极所在部位之间的电位差。当正极所在部位的电位高于负极所在部位的电位时，记录的波为正向；当正极所在部位的电位低于负极部位的电位时，记录的波为负向。
②单极导联：就是将双极导联中的负极与“0”电位相连接，测定的是正极（又称探查电极）所在部位与“0”电位之间的电位差。若正极所在部位的电位高于“0”时，记录的波为正向；若正极所在部位的电位低于“0”时，记录的波为负向。 如前文所述，体表心电图记录的是全部心肌细胞动作电位的综合电位的变化，记录电极可以受到跨膜电位差、所记录的电位活动本身（主要取决于记录电极在电偶所产生的电场中的位置）的影响。按照心电向量的理论，某个导联上记录的心电图图形，取决于该导联的方向（即该导联的电轴），随时间变化的心电向量在导联轴上的投影被描记成量化的心电图，而在特定平面上的投影可描记成心电向量环。 （一）常规12导联系统 1.双极肢体导联（标准导联）：1906年，Einthoven提出了双极导联的概念和等边三角形学说（被称为“Einthoven三角”），并定义了I、II和III导联（图1）。I导联：左上肢连接心电图机的正极，右上肢连接负极；II导联：左下肢连正极，右上肢连负极；III导联：左下肢连正极，左上肢连负极。  | 图2 心电向量环在Frank导联系统三个正交面上的投影 |
（三）EASI导联系统 1988年Dower正式发表文章，将其最初用于运动试验的EASI导联系统公之于众。这套导联系统实际是对Frank导联系统的简化改良，保留了原有的A、E和I三个电极，在胸骨上端（即胸骨柄处）增加了S电极。利用EASI导联系统直接记录E-S、A-S和A-I三个双极导联的心电图，特别是可以从中衍生出常规12导联和其它需要的导联心电图，有利于长程记录和监测。 Frank导联系统中的M点位于背部，在不能坐起患者中记录不方便；H点位于颈部，易产生噪音干扰；F点位于下肢，无法在动态心电图和运动心电图中采用。EASI导联系统摒弃这些位点，从而避免了相应缺陷。 三、导联转换与衍生心电图 前面我们已经说明心脏瞬间所产生的电势可以用该点的单个等量电偶来表示，瞬时心电向量的方向是从负极指向正极（也是激动扩布的方向），振幅与电动力的大小成正比。心电图导联的电压与心电向量在该导联电轴上的投影有关，当心电向量与导联电轴平行时，波幅最大；若与导联电轴垂直时，波幅最小。对于同一个体而言，虽然各个导联的连接方式和方向不同，但都是对位于同一个有限容积导体中的同一个生物电源产生的电势变化进行记录的，所以在任一时刻各导联的记录电位之间有固定的数学关系。 我们先以标准导联为例进行说明。I导联电压（VI）＝左臂电位（ФL）－右臂电位（ФR）；II导联电压（VII）＝左腿电位（ФF）－右臂电位（ФR）；III导联电压（VII）＝左腿电位（ФF）－左臂电位（ФL），所以VI＝VII－VIII（图1）。根据Einthoven三角学说，三个标准导联在同一平面（额面）且被假设为成等边三角形关系，所以这个等式只是在二维范围内进行的最简化的推算，但从中我们可以窥悉由记录导联（“源导联”）的已知电位能够推算出其它导联的未知电位。 1.导联转换的概念和方法 从“源导联”记录的心电信息，通过计算可以转换处理为其它“目标导联”的心电信息，这就是导联转换。利用导联转换就可以根据少数有限导联记录的心电图推导出更多导联的心电图形。 进行导联转换必须确立一组转换系数（transformation coefficient），对各“源导联”测定的心电信息分别进行权重，把各个权重结果相加即得到“目标导联”（衍生导联）的心电信息。不同导联采用不同的转换系数进行权重，衍生导联信号可以用下面等式表示： 衍生导联的电压＝系数1×导联1系数2×导联2系数3×导联3…… 推算得到的心电信号，其精确性依赖于“源导联”所记录心电信息的信息量和转换系数的精确性。转换系数可通过建模和（或）统计计算获得。建模是一种确定性的方法，目前大多数是采用有限的容积导体模型，根据电偶假说来计算确定转换系数。统计计算是通过对大样本人群所测定的数据进行分析来决定转换系数，线性回归分析是其常采用的统计方法。 2.衍生心电图的原理与发展 1947年，Burger和van Milaan利用容积导体模型研究不同导联之间的关系，提出了导联向量（lead vector）的概念，用其来定义处于容积导体内部位置固定的单个电偶的电势与其在某一导联上产生的电压差的关系。导联向量的方向与该导联的方向（即电轴）相同，其长度代表该导联的相对权重。心电向量与体表的心电图数据之间存在着投影的关系，按照导联向量的概念，每个导联有一个向量与之相对应，导联向量与心电向量的点积就是在该导联投影的电压值。导联向量实际是各导联在XYZ 轴上的投影系数。 1954年，Frank提出了影像表面（image surface）的概念，即如果在身体表面的每一点都安置电极，所有可能导联向量将构成一个影像表面。实际上，这个影像表面可理解为，从电偶中心指向躯体表面每个点（即单极导联）的导联向量的末端所构成了一个虚拟的三维空间表面。体表的每个点在这个影像表面上都找到其唯一对应的点。影像表面任何两点的连线即相当体表上对应的两点构成的双极导联的导联向量。影像表面反映了躯体的形状和结构以及电偶位置对体表电位分布的影响，可以提供由心电向量推导衍生导联的全部信息（图3）。 图3 坐标系中的躯干表面与分别投影在三个正交平面中的相应影像表面 A（矢状面）、B（额面）和D（水平面）根据位于间隔间的电偶在均质躯干模型中计算所得的影像表面；C.显示为Frank圆柱坐标系的额面观和水平面观。EASI系统的电极在影像表面上相应位置分别被标为A′、E′、I′和S′。 1962年，Burger根据心脏的电活动可以用单个的固定电偶来描述，设想在心电图导联系统之间可以进行数字转换。他提出可以用一组线性代数方程来描述这种转换，对于特定个体，至少需要3个导联的瞬时电压来确定其转换系数。此后，人们开始尝试在临床中实践应用导联转换，主要是从Frank导联衍生常规12导联心电图。 1988年，Dower利用以前公布的从Frank导联衍生12导联的转换系数，开始了从EASI导联衍生常规12导联心电图的尝试。EASI导联系统是一个准正交导联系统，其输出的是准正交的X′Y′Z′信号，根据EASI导联的导联向量可以近似的转换为Frank导联的正交XYZ信号。具体方法是：连接I-A和I-E形成两个导联，如图4A所示，IE向量几乎平行于Z导联向量，若在I-A连线上取一个修正点O点，使OE导联向量的方向完全平行于Z导联向量。连接A-E，在A-E连线上再取一个修正点P，使IP导联向量平行于X导联向量。由A、E和I点构成的平面中，S点垂直于该平面的点设为Q点、SQ导联向量即为Y导联向量，通过电路电阻的修正，就能得到X、Y和Z三个轴确定的正交面上的心电向量。 后来，有学者开始运用固定转换系数直接对E-S、A-S和A-I三个导联进行线性综合，对于某一导联的推导，其转换可以用等式来表示：Vi=aiVESbiVASciVAI。在这个等式中，Vi代表某一所需推导导联的电压，VES、VAI和VAS分别代表三个导联随时间变化的电压，ai、bi和ci是用于权重E-S、A-S和A-I导联电压的系数，衍生12导联，需要一组共36个（3×12）的系数。 根据物理学定律，心脏的电活动在人体这个容量导体内形成的电场分布具有一个数学形式，可以转化一种计算机模型。但是在心脏中同时分布无数个电偶，胸腔边界的形状和心脏与其的相对位置，心脏外组织（如肺组织、血液等）导电特性具有异质性和各向异性都会影响电场的分布情况。转换系数的建立也是一项艰巨的任务。 2002年，Horáek和Field通过标测体表电位建立大规模的数据库后，进行回归分析确定一组新的EASI导联衍生12导联的转换系数，提高了衍生12导联心电图的准确性。 EASI导联系统具有的优势是：需要的电极数目少，位置明确易固定，干扰少（包括肌电、胸毛及在女性乳房下垂的影响），不影响心脏听诊、超声检查及除颤等诊治。但是必须注意从EASI导联或其它导联转换而来的衍生导联是推算出的导联，所得的图形并非真实的心电图。运用最优化的固定系数获得的衍生12导联心电图可能在大多数患者中非常接近常规12导联心电图，但某些人中却可能出现很大差异。因而，有学者开始进行个体化的导联转换研究，对需要长程心电监测的患者，在监测前先采集常规12导联心电图与EASI导联心电图，对转换系数进行个体化校正。校正后的EASI衍生12导联心电图与常规心电图的符合大大提高。这将是EASI导联衍生心电图的发展方向。 2008-9-16 16:53:29 访问数：1806
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