【作 者】呂鵬飛，葉繼倫, ，張旭, ，孫陽(yáng)，彭嘉鵬

1 深圳大學(xué)醫(yī)學(xué)院生物醫(yī)學(xué)工程系，深圳市，518060

2 廣東省生物醫(yī)學(xué)信號(hào)檢測(cè)與超聲成像重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，深圳市，518060

3 深圳市生物醫(yī)學(xué)重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，深圳市，518060

0 引言

目前，我國(guó)心血管疾?。–ardiovascular Death，CVD）導(dǎo)致的死亡已成為城鄉(xiāng)居民死亡的首要原因，遠(yuǎn)高于腫瘤和其他疾病[1]。CVD患者致死的主要原因是心源性猝死（Sudden Cardiac Death，SCD），資料顯示我國(guó)SCD的總死亡人數(shù)高達(dá)每年50萬(wàn)之多，居全球之首。SCD 80% 以上是由心室纖顫引起的，占心血管病患者死亡總數(shù)的一半以上[2]。CVD患者發(fā)生心室纖顫時(shí)，由于其突發(fā)性的特點(diǎn)，常常難以及時(shí)進(jìn)行搶救，從而使患者失去生還的機(jī)會(huì)。

除顫（Defibrillation）是治療室顫等心律失常的有效手段。國(guó)際復(fù)蘇指南中指出，早期電除顫是目前已知的最有效的除顫方法。能夠進(jìn)行電除顫的儀器稱為除顫儀（Def i brillator），是目前唯一能夠進(jìn)行有效的早期電除顫的醫(yī)療儀器，它能夠產(chǎn)生適當(dāng)?shù)乃矔r(shí)高壓脈沖作用于心臟從而消除室顫，使心臟恢復(fù)正常竇性心率。

20世紀(jì)90年代美國(guó)通過(guò)法案實(shí)行了“公眾可獲取的除顫儀”計(jì)劃，如今，在美國(guó)公共場(chǎng)所已隨處可見除顫儀，搶救成功率接近70%；日本至今已設(shè)置超過(guò)10萬(wàn)臺(tái)除顫儀，搶救成功率可達(dá)50%[3]。反觀國(guó)內(nèi)，目前我國(guó)每年心源性猝死人數(shù)高達(dá)50萬(wàn)人，居全球之首，但除顫儀配置數(shù)量卻屈指可數(shù)，除了一些大城市有配置少量除顫儀外，在中小型城市幾乎難以見到除顫儀，搶救成功率不到1%[4]。由此可見，我國(guó)對(duì)除顫儀有極大的需求量，與國(guó)外除顫儀已高度普及的情況相反，我國(guó)的除顫儀發(fā)展有一個(gè)廣闊的市場(chǎng)前景。

1 除顫簡(jiǎn)介

1.1 除顫發(fā)展歷史

最早的除顫記錄可以追溯到1788年，英國(guó)救援協(xié)會(huì)的醫(yī)生在搶救一個(gè)3歲的墜樓女孩時(shí)，無(wú)意間電擊女孩使其心臟復(fù)蘇的報(bào)道，并且當(dāng)時(shí)電擊女孩的機(jī)器成為了最原始的除顫儀的模型。之后隨著19世紀(jì)末電力在美國(guó)普遍使用，觸電事故驟增，人們開始注意到電擊與心臟驟停的關(guān)系。1899年P(guān)revost和Battelli通過(guò)動(dòng)物實(shí)驗(yàn)證實(shí)，市電交流電電擊心臟會(huì)導(dǎo)致室顫，而高強(qiáng)度的電擊卻可以終止室顫，這開啟了電擊除顫世界的大門。1933年約翰霍普金斯大學(xué)對(duì)狗誘顫和除顫實(shí)驗(yàn)的成功，證實(shí)了電擊除顫的可能性。1947年，Dr. Beck通過(guò)電擊患者心臟，成功實(shí)現(xiàn)了臨床上第一例人體電擊除顫。1955年Zoll完成了第一例交流電經(jīng)胸體外除顫[5]。隨后電除顫技術(shù)迅速發(fā)展：1960年Lown團(tuán)隊(duì)研發(fā)出第一臺(tái)便攜式交流體外除顫儀；同時(shí)，該團(tuán)隊(duì)通過(guò)驗(yàn)證大量動(dòng)物實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)，提出了直流電擊除顫效果優(yōu)于交流電擊除顫的觀點(diǎn)，促進(jìn)了直流電擊除顫技術(shù)的發(fā)展； 1996年飛利浦推出了第一臺(tái)雙相波除顫儀，將除顫帶入雙相波時(shí)代；1999年美國(guó)相關(guān)機(jī)構(gòu)認(rèn)證了自動(dòng)體外除顫儀（Automatic External Def i brillator，AED），AED開始進(jìn)入市場(chǎng)[6]。

1.2 除顫儀的基本結(jié)構(gòu)與原理

除顫儀一般由心電檢測(cè)部分、高壓除顫部分、主控電路部分以及其他附件部分組成，其系統(tǒng)原理框圖如圖1所示。

圖1 除顫儀系統(tǒng)原理框圖Fig.1 Def i brillator system principle diagram

（1）心電檢測(cè)部分包括心電檢測(cè)模塊、心電電極等，是除顫儀的重要組成部分。心率異常是室顫最顯著的特征，通過(guò)心電測(cè)量能夠最快速最準(zhǔn)確地確診室顫癥狀，及時(shí)對(duì)患者進(jìn)行下一步治療。

（2）高壓除顫部分包括升壓儲(chǔ)能模塊、除顫放電模塊、經(jīng)胸阻抗模塊以及除顫電極等部分，是除顫儀的關(guān)鍵核心組成。

圖2展示了除顫放電過(guò)程的基本工作原理：除顫開始時(shí)先將開關(guān)K1、K2與1端聯(lián)通，通過(guò)升壓變壓器將直流低壓升為高壓，然后經(jīng)高壓整流器為電容充電，待電容中的能量達(dá)到預(yù)設(shè)值時(shí)就將K1、K2與2端相連，電容中的能量通過(guò)電極釋放到人體。電感L的作用是減小放電時(shí)的電流尖峰從而降低除顫過(guò)程對(duì)人體的傷害。

經(jīng)胸阻抗大小是除顫成功與否的重要因素，經(jīng)胸阻抗決定了除顫時(shí)經(jīng)過(guò)心臟的電流和能量大小，從而影響除顫的成功率。胸阻抗正常范圍是幾十歐姆到幾百歐姆，當(dāng)胸阻抗過(guò)大時(shí)，表明電極與人體接觸較差不能放電；過(guò)小時(shí)，說(shuō)明人體有短路也不能放電。同時(shí)，放電能量與胸阻抗值緊密相連，當(dāng)人體阻抗變化時(shí)，需要調(diào)整放電電壓或電流才能保證除顫能量不改變。

圖2 除顫充放電過(guò)程基本工作原理圖Fig.2 Schematic diagram of def i brillation charge and discharge process

（3）主控電路部分包括MCU控制模塊、數(shù)據(jù)傳輸模塊、數(shù)據(jù)處理模塊、開關(guān)控制模塊等，是除顫儀的主導(dǎo)部分。數(shù)據(jù)傳輸模塊將檢測(cè)到的心電信號(hào)與胸阻抗信號(hào)傳輸?shù)組CU進(jìn)行分析處理，MCU可根據(jù)分析結(jié)果對(duì)開關(guān)控制模塊進(jìn)行控制，從而控制充電能量、放電波形、放電時(shí)間等除顫參數(shù)。

（4）其他附件部分包括電源部分、顯示部分、數(shù)據(jù)存儲(chǔ)部分以及相關(guān)接口電路和隔離保護(hù)電路等部分。電源部分包括直流供電電路以及電池充電電路，為系統(tǒng)提供電力；顯示部分用以觀測(cè)患者心電情況；數(shù)據(jù)存儲(chǔ)可將患者數(shù)據(jù)和操作紀(jì)錄存儲(chǔ)下來(lái)方便日后查閱；接口電路提供各個(gè)模塊之間的連接接口；隔離保護(hù)電路用以將高壓部分與低壓部分隔離從而保證操作者和患者的安全。

2 除顫的關(guān)鍵技術(shù)及應(yīng)用現(xiàn)狀

2.1 電容快速充電技術(shù)

為滿足除顫需求，除顫儀需要在極短時(shí)間內(nèi)將儲(chǔ)能電容充電到很高的電壓，以達(dá)到足夠預(yù)期除顫能量。為電容充電時(shí)，電容作為負(fù)載，其兩端電壓是變化的，所以為電容充電的電路應(yīng)具有很寬范圍的負(fù)載調(diào)節(jié)能力。實(shí)際應(yīng)用在比較成熟的高壓電容器充電方式有三種：帶限流電阻的RC充電；工頻LC諧振充電；采用電力電子技術(shù)的高頻變換器充電。

帶限流電阻的RC充電電路將高壓直流電源通過(guò)電阻R為電容C充電，直至電容上的電壓與高壓直流電源相等，工作原理見圖3。該方式的充電效率小于50%，并且充電時(shí)間較長(zhǎng)，所以一般只用于低功率和充電效率要求低的地方。工頻LC諧振充電電路在ω2LC=1的條件下，可以控制變壓器以恒定電流的方式為電容充電，但此方法的充電電壓精度低，充電時(shí)間長(zhǎng)，在早期曾廣泛應(yīng)用，現(xiàn)在已在逐漸被高頻變換器充電電路取代[7]。綜上所述這兩種方式均不適用于作為除顫儀的電容充電電路使用。

圖3 帶限流電阻的RC充電電路和工頻LC諧振充電電路工作原理圖Fig.3 Schematic diagram of the RC charging circuitry with current limiting resistor and LC resonant frequency charging circuit

高頻變換器充電電路通過(guò)開關(guān)器件控制變壓器以電流脈沖的形式對(duì)電容充電，通過(guò)對(duì)電流的控制來(lái)提高充電電壓精度。另外因?yàn)樽儔浩鞯拇笮∨c變壓器的工作頻率相關(guān)，工作頻率越高，變壓器體積越小，從而該充電電路的總體積遠(yuǎn)遠(yuǎn)小于前兩種電路。所以現(xiàn)在除顫儀中普遍采用該方式對(duì)電容進(jìn)行充電（圖4）。

圖4 高頻變換器充電電路工作原理圖Fig.4 Schematic diagram of high frequency converter charging circuit

高頻變換器充電電路有多種拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)，常見的有Boost拓?fù)渥儞Q器、Word拓?fù)渥儞Q器以及Flyback拓?fù)渥儞Q器等。Boost拓?fù)溟_關(guān)損耗，適合頻率相對(duì)較低的應(yīng)用；Word拓?fù)淇蓪?shí)現(xiàn)零電流關(guān)斷技術(shù)，但電路結(jié)構(gòu)繁瑣、計(jì)算復(fù)雜，不適用于小型儀器；Flyback拓?fù)潆娐方Y(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單，適用于充電功率較小的應(yīng)用，是除顫儀充電電路的合適之選。

現(xiàn)在市場(chǎng)上的除顫儀基本全部采用Flyback拓?fù)錇殡娙莩潆?，充電時(shí)間均能達(dá)到10 s以內(nèi)，最快的可在3 s完成，如飛利浦和卓爾公司的除顫儀。瑞士席勒公司的除顫儀可在7 s內(nèi)完成充電，深圳邁瑞公司的除顫儀可在6～8 s完成充電。

2.2 經(jīng)胸阻抗檢測(cè)技術(shù)

經(jīng)胸阻抗大小是除顫成功與否的重要因素，成人正常經(jīng)胸阻抗值在50 Ω左右，當(dāng)經(jīng)胸阻抗過(guò)高時(shí)，流經(jīng)心臟的電流會(huì)減小，不能達(dá)到有效的除顫效果；當(dāng)經(jīng)胸阻抗值較低時(shí)，流經(jīng)心臟的電流會(huì)增大，使放電能量升高，同時(shí)對(duì)心臟造成二次傷害，大大降低了除顫成功率，所以除顫儀中包含一款高精度經(jīng)胸阻抗檢測(cè)模塊是十分必要的。

經(jīng)胸阻抗檢測(cè)需要將一定頻率（一般為幾十千赫茲到幾兆赫茲）的激勵(lì)電流施加到人體，建立經(jīng)胸阻抗與電極采集到的電壓之間的關(guān)系。圖5給出了經(jīng)胸阻抗檢測(cè)原理框圖，正弦波產(chǎn)生電路用以產(chǎn)生一定頻率的激勵(lì)信號(hào)，經(jīng)恒流源轉(zhuǎn)換為電流信號(hào)后流入人體，通過(guò)電極將采集到的信號(hào)送入放大及解調(diào)電路，解調(diào)之后去除了施加的激勵(lì)信號(hào)，只留下了有用的經(jīng)胸阻抗信號(hào)，該經(jīng)胸阻抗信號(hào)經(jīng)過(guò)放大和A/D轉(zhuǎn)換后傳入MCU進(jìn)行分析處理[8]。

圖5 經(jīng)胸阻抗檢測(cè)系統(tǒng)Fig.5 Transthoracic impedance detection system

現(xiàn)在市場(chǎng)上的除顫儀全部都加入了經(jīng)胸阻抗檢測(cè)功能以滿足對(duì)阻抗補(bǔ)償技術(shù)的需求。

2.3 阻抗補(bǔ)償技術(shù)

不同患者的經(jīng)胸阻抗是不同的，即便是同一患者也會(huì)因?yàn)橄惹胺烹姸鸾?jīng)胸阻抗的變化，這會(huì)導(dǎo)致達(dá)到患者心臟的能量改變。阻抗補(bǔ)償技術(shù)是為保證放電能量精確度，在除顫時(shí)根據(jù)檢測(cè)出來(lái)的經(jīng)胸阻抗值來(lái)調(diào)節(jié)放電過(guò)程中的參數(shù)，從而確保除顫能量精度以提高除顫的成功率，同時(shí)減小除顫時(shí)對(duì)心臟的二次損傷。

阻抗補(bǔ)償?shù)姆绞接腥N：第一種是通過(guò)調(diào)節(jié)放電電流大小來(lái)實(shí)現(xiàn)對(duì)不同經(jīng)胸阻抗患者除顫的能量調(diào)節(jié)，該方式的放電回路阻抗由患者經(jīng)胸阻抗和除顫儀器內(nèi)部阻抗共同構(gòu)成，從而可通過(guò)儀器內(nèi)部電阻來(lái)調(diào)節(jié)流經(jīng)患者的除顫電流；第二種是通過(guò)調(diào)節(jié)除顫脈沖的寬度來(lái)調(diào)節(jié)除顫能量；第三種是通過(guò)改變除顫時(shí)電容上的初始電壓值來(lái)調(diào)節(jié)除顫時(shí)到達(dá)患者的能量。

對(duì)于三種阻抗補(bǔ)償方式，就除顫效果而言，第一種方式是最好的，其除顫成功率會(huì)高于其它兩種。但因?yàn)槿藗儗?duì)除顫的電生理機(jī)制還處于假說(shuō)，所以到現(xiàn)在為止沒(méi)有任何理論依據(jù)可以證明第一種方式優(yōu)于另外兩種。同時(shí)有很多除顫儀產(chǎn)品的阻抗補(bǔ)償機(jī)制并非單一的調(diào)節(jié)方式，而是結(jié)合了兩種或三種方式，從而可以達(dá)到更好的除顫效果。

2.4 除顫波形

目前除顫中主要使用的有單相波和雙相波兩種波形。單相波是指除顫電流在除顫儀的兩個(gè)電極之間單向流動(dòng)，雙相波是指除顫電流在除顫儀的兩個(gè)電極之間雙向流動(dòng)。兩者相比，單相波較雙相波有兩個(gè)明顯缺點(diǎn)：一是單相波放電能量高于雙相波，對(duì)心肌造成損傷的可能性更大；二是單相波的阻抗補(bǔ)償能力差，尤其對(duì)經(jīng)胸阻抗高的患者除顫效果不理想。同時(shí)，大量實(shí)驗(yàn)以及臨床數(shù)據(jù)證明雙相波除顫效率優(yōu)于單相波[9]，所以單相波除顫正在逐步被雙相波除顫所取代，目前市場(chǎng)上幾乎所有新款的除顫儀均采用了雙相波除顫波形。

圖6 單相波與雙相波波形Fig.6 Monophasic wave and biphasic waves

雙相波的波形也會(huì)對(duì)除顫的效果產(chǎn)生影響，主要有波形形狀、脈沖寬度、電壓梯度等因素。在多種類型的雙相波中，得到普遍認(rèn)可的有截?cái)嘀笖?shù)雙相波、雙相方波以及多脈沖雙相波等波形，這些波形都在實(shí)際應(yīng)用中得到了比較理想的除顫效果，但哪一種更有優(yōu)勢(shì)卻沒(méi)有定論。脈沖寬度方面，在多種波形、多種阻抗補(bǔ)償機(jī)制的混合作用下，沒(méi)有統(tǒng)一標(biāo)準(zhǔn)可以描述脈沖寬度的優(yōu)劣。復(fù)旦大學(xué)的研究團(tuán)隊(duì)曾針對(duì)截?cái)嘀笖?shù)雙相波的脈沖寬度與除顫能量閾值之間的關(guān)系進(jìn)行過(guò)動(dòng)物實(shí)驗(yàn)，得出了在截?cái)嘀笖?shù)雙相波的脈沖寬度為1 ms—1 ms到3 ms—3 ms之間時(shí)，除顫能量閾值最低的結(jié)論[9]。瑞士的除顫儀公司席勒（Schiller）也曾指出4 ms—4 ms的多脈沖雙相波能最大程度地滿足除顫的安全性和有效性[10]。

至今為止除顫的電生理機(jī)制仍是不明確的，人們目前只能通過(guò)大量實(shí)驗(yàn)來(lái)驗(yàn)證最優(yōu)的除顫波形，同時(shí)通過(guò)實(shí)驗(yàn)結(jié)果來(lái)分析除顫的電生理機(jī)制，這還需要人們付出更多的努力來(lái)完成。

3 除顫技術(shù)進(jìn)展

21世紀(jì)以來(lái)除顫技術(shù)一直在迅猛發(fā)展，人們一直在探索更安全、更有效的除顫方法，已經(jīng)發(fā)展了除顫監(jiān)護(hù)儀、除顫儀、自動(dòng)除顫儀和可植入體內(nèi)除顫儀等一系列具有除顫功能的產(chǎn)品，相關(guān)的技術(shù)仍在不斷完善，目前的研究進(jìn)展主要在以下幾個(gè)方面。

3.1 低能量除顫波形

研究顯示當(dāng)除顫能量高于某個(gè)“閾值”時(shí)，除顫成功率可以從0升至100%，即除顫能量能否達(dá)到這個(gè)“閾值”決定了除顫是否能成功。這個(gè)“閾值”并不在單一的值，而是在一定的小范圍內(nèi)。這個(gè)閾值的大小與心臟的大小、電極形狀和放置的位置、經(jīng)胸阻抗的大小以及除顫波形等很多因素相關(guān)。低能量的除顫波形更是低能量除顫研發(fā)的熱點(diǎn)。

在臨床上已經(jīng)證明了低能量的雙相波比高能量的單相波更有優(yōu)勢(shì)。目前人們也在研發(fā)更低能量的除顫波形，其中大部分是對(duì)雙相波形的調(diào)整，如卓爾的雙相方波以及席勒的多脈沖雙相波都取得過(guò)很好的效果。另外還有一部分在研究其他可以降低除顫能量的除顫波形，如三相波、四相波等，但均處于實(shí)驗(yàn)研究階段，距離臨床應(yīng)用還需要更多的探索。

3.2 植入式心率轉(zhuǎn)復(fù)除顫儀

植入式心率轉(zhuǎn)復(fù)除顫儀（Implantable Cardioverter Defibrillator，ICD）是專為高危型心律失?；颊咴O(shè)計(jì)的除顫儀，目前已在臨床上廣為使用，該儀器使高危型心律失?；颊叩拟里L(fēng)險(xiǎn)大大減小。早期ICD存在很多問(wèn)題，諸如使用壽命短、除顫能量高、除顫時(shí)機(jī)不準(zhǔn)等。隨著近些年對(duì)ICD技術(shù)研發(fā)力度的加大，已經(jīng)克服了很多之前的問(wèn)題，如現(xiàn)在大部分的ICD采用的鋰碘電池已大大延長(zhǎng)了ICD的使用壽命；低能量除顫波形的使用也降低了ICD的除顫能量水平；另外，新的可靠的QRS波識(shí)別算法也極大地提升了對(duì)除顫時(shí)機(jī)的準(zhǔn)確把握。

在克服了早期除顫問(wèn)題的基礎(chǔ)上，ICD還發(fā)展出了很多新的技術(shù)?！胺旨?jí)療效”功能將室性心動(dòng)過(guò)速與心室纖顫區(qū)別開來(lái)，分別采用不同的能量等級(jí)進(jìn)行除顫，減小了ICD放電時(shí)患者所受的痛苦。皮下ICD技術(shù)的誕生解決了幼兒、靜脈閉塞患者以及長(zhǎng)期透析患者ICD植入困難的問(wèn)題。另外，新的無(wú)導(dǎo)線式ICD技術(shù)研究，更是希望通過(guò)電磁或超聲的方式將除顫能量傳輸?shù)街踩塍w內(nèi)的ICD電極上，但目前傳輸損耗巨大，仍在初始研究階段。

3.3 穿戴式體外自動(dòng)除顫儀

穿戴式體外自動(dòng)除顫儀（Wearable Cardioverter Defibrillator，WCD）由一件方便穿著的上衣和一套除顫系統(tǒng)組成，上衣內(nèi)側(cè)有進(jìn)行心電檢測(cè)的電極和進(jìn)行除顫的除顫電極，除顫系統(tǒng)可根據(jù)檢測(cè)到的信號(hào)進(jìn)行自主除顫。WCD是從體外自動(dòng)除顫儀（AED）發(fā)展而來(lái)的一種新式除顫儀，它兼具了AED和ICD兩者共同的優(yōu)點(diǎn)。患者穿戴WCD后，心電檢測(cè)裝置會(huì)持續(xù)監(jiān)測(cè)患者心電狀態(tài)，當(dāng)室顫發(fā)生時(shí)，它會(huì)發(fā)出警示聲音來(lái)提醒患者進(jìn)行除顫操作，當(dāng)患者清醒地認(rèn)為WCD檢測(cè)錯(cuò)誤時(shí)可手動(dòng)取消該次除顫；當(dāng)認(rèn)為WCD檢測(cè)無(wú)誤時(shí)，患者不需要進(jìn)行操作，該設(shè)備會(huì)自動(dòng)進(jìn)行除顫放電，使患者心率恢復(fù)。

WCD的功能作用與ICD類似，但是不需要植入體內(nèi)，減小了患者痛苦以及感染的風(fēng)險(xiǎn)。ICD是完全由系統(tǒng)控制的，可能發(fā)生誤放電，在一些情況下誤放電概率高達(dá)27%～41%，而WCD的除顫?rùn)C(jī)制只有極小的可能發(fā)生誤放電。但是，由于WCD是體外除顫，受到的干擾會(huì)更多，所以其除顫成功率沒(méi)有ICD高。2009年美國(guó)FDA批準(zhǔn)了卓爾公司生產(chǎn)的Life Vest 除顫器（WCD）進(jìn)入市場(chǎng)，從此WCD的研發(fā)備受人們關(guān)注。目前WCD還需要減小重量，加強(qiáng)穿著舒適度，做到盡可能地不影響患者生活，同時(shí)需要配合更有效的低能量除顫波形來(lái)提升除顫成功率以及減少患者除顫時(shí)的痛苦。

4 討論

作為必要的急救設(shè)備，除顫儀的作用已在當(dāng)今社會(huì)越來(lái)越顯著。電除顫技術(shù)經(jīng)過(guò)多年發(fā)展已越來(lái)越成熟，除顫產(chǎn)品應(yīng)用也越來(lái)越普及，特別是為公共安全配置的AED也逐步得到廣泛應(yīng)用。今后除顫產(chǎn)品的研發(fā)會(huì)借助于現(xiàn)代傳感、新材料、儲(chǔ)能及數(shù)字信號(hào)處理等技術(shù)的發(fā)展向著能量低、損傷小、除顫成功率高的方向發(fā)展，更快速、準(zhǔn)確和智能的自動(dòng)除顫儀也是除顫產(chǎn)品發(fā)展的必然趨勢(shì)；同時(shí)更安全可靠的植入式、穿戴式除顫產(chǎn)品也將得到快速發(fā)展，并借助于遠(yuǎn)程的智能診斷與分析，能更加方便基層和社區(qū)的心臟病患者使用，這些都將成為未來(lái)除顫技術(shù)及產(chǎn)品研發(fā)的熱點(diǎn)。

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