CN101151065B - 具有阻抗补偿能量输送的除颤器 - Google Patents

Abstract

描述了外部除颤器，该外部除颤器将多相电击波形的相的持续时间保持在所需范围以内或以下。当增加波形的持续时间用于具有更高病人阻抗的病人时，多相电击波形的相的持续时间也增加。在超过最大持续界限前，除颤器将另一个相增加到多相波形中，它使相的持续时间在所需的范围内或在最大持续时间界限以下。电击相的数量和各个相的持续时间都能被控制以对应测量的病人阻抗。

Description

具有阻抗补偿能量输送的除颤器

技术领域

本发明涉及电疗设备和方法，具体涉及用于将除颤脉冲以阻抗补偿的方式输送给病人的除颤器。

背景技术

在美国心脏性猝死是主要的死因。大部分心脏性猝死是由心室颤动造成的，其中，心脏的肌纤维收缩不协调，从而妨碍血液向身体的正常流动。人的心脏中的电化学反应通常使心脏的肌纤维以同步方式收缩和放松，从而有效地将血液从心室抽送到身体的重要器官。心脏性猝死通常由心室颤动(VF)造成，其中，心脏中的异常电学反应使各个肌纤维以非同步且混乱方式收缩。对VF的唯一有效治疗方法是电学除颤，其中，对心脏进行电击，用以使心肌消除极化，从而使心脏的电化学系统自己重新同步。一旦有组织的电学反应得以继续，同步的肌收缩通常就将跟随，从而恢复心搏节律。

为使有效，必须在心室颤动的发病时的几分钟内对病人进行除颤电击。研究显示在心室颤动开始后的一分钟内进行除颤电击可以达到100％的存活率。如果在进行电击前过了六分钟，那么存活率将下降到30％左右。在12分钟以上时，存活率接近为零。

有效除颤所需的输送给病人的最小电流和能量依赖于除颤波形的特定形状，包括它的振幅、持续时间、形状(如正弦、阻尼正弦、方波、指数性衰减)，以及电流波形是否具有单一极性(单相)、同时具有负和正极(双相)或多个负和正极(多相)。同时，在输送给病人的除颤脉冲中存在最大电流值，在该值以上，会由于除颤脉冲的电操作和效率降低导致对心肌组织的损伤。为了防止这点，如美国专利No.6241751(Morgan等)所述，除颤器通常会限制在输送除颤脉冲期间产生的峰值电流。

除颤器波形，即输送电流或电压脉冲的时间图，其特征在于形状、极性、持续时间和脉冲相的数量。大部分电流除颤器输送单相电流或电压电疗脉冲，虽然某些输送双向正弦曲线脉冲。其它现有技术的除颤器采用截指数(truncated exponential)、双相波形。可以在美国专利No.4821723(Baker Jr.等)、美国专利No.5083562(de Coriolis等)、美国专利No.4800883(Winstrom)、美国专利No.4850357(Bach Jr.)、美国专利No.4953551(Mehra等)和美国专利No.5230336(Fain等)中找到双相除颤器的实例。

除颤器应该输送既对除颤有效又安全的波形，用以防止心肌损伤。有效波形将向病人的心脏输送指定量的能量或剂量。对给定的脉冲，输送给病人的能量值会随病人具有的胸廓阻抗或病人阻抗不同而改变。因为人群中的病人阻抗会在20到2000hms的范围间改变，所以需要除颤器提供阻抗补偿的除颤脉冲，它会在病人阻抗的变化范围中将所需的能量值输送给任意的病人。在病人阻抗的变化范围内控制能量输送的最流行的方式是通过控制除颤器的能量存储电容的初始和最终电压的“倾斜”或差值以及除颤脉冲的放电时间。大部分除颤器采用充电到固定电平的单个能量存储电容，这会获得在病人阻抗的变化范围间的可能放电时间和倾斜角的较大变化范围。在美国专利No.5607454“ElectrotherapyMethod and Apparatus”(Gliner等)中讨论了与持续时间和倾斜有关的除颤脉冲波形的成形方法。

临床可用的除颤器所用的除颤输出波形由电容放电产生。内部或可植入除颤器以及某些外部或经胸廓除颤器，利用截指数(truncatedexponential)除颤波形。通过将电容充电至所选的初始电压，然后通过放置在身体内或身体上以便电流流过心脏的除颤接头使电容放电一段时间来产生波形。电容放电率依赖于包括病人阻抗的系统的阻抗。这些截指数波形可以具有“固定倾斜”或者“固定脉冲宽度”以及试图在两者间取得平衡的混合设计。固定倾斜的除颤器将电容从所选的初始电压放电直到到达预定的最终电压。这可以通过监测电压或者通过测量阻抗、计算到达所需电压需要的时间然后控制波形持续时间，来完成，“倾斜”是电容电压距离其初始电压的下降百分比；因此，脉冲持续时间直接随系统阻抗不同而变化。相对地，固定脉冲宽度的除颤器将它们的电热放电一个预先选择的持续时间，结果，波形的倾斜与系统的阻抗成逆相关；低阻抗使波形具有高的倾斜，而高阻抗产生低的倾斜。

输送快速除颤电击的一种方式是通过采用可植入除颤器。可植入除颤器可以通过外科手术植入到将来具有较高可能性需要电疗的病人中。植入的除颤器通常监测病人的心脏活动，并按指示自动地直接向病人的心脏提供电疗脉冲。因此，植入的除颤器可以让病人在远离医护人员视线的正常范围内进行活动。然而，可植入除颤器是昂贵的，只被用于具有心脏性猝死风险的所有人中的一小部分。因为每个植入的除颤器被专用于单个病人，所以它的运行参数，诸如电脉冲幅度和输送的总能量，可以在植入前参考病人的身体和病人阻抗进行有效地设定，从而优化使除颤器的效率。因此，例如，当将设备植入时，可以设置初始电压、第一相持续时间和总的脉冲持续时间，用以输送所需的能量或达到所需的开始和结束电压差值(即固定倾斜)。即使当植入的除颤器能改变它的运行参数用以补偿除颤器接头和/或病人心脏的阻抗变化(如Fain的专利所述)，单个病人中的单个植入的潜在阻抗变化的范围也相对较小。

外部除颤器通过施加到病人组织上的电极向病人的心脏发送电脉冲。在急救室、手术室、救护车或其它也许未被估计匆忙需要为病人提供电疗的地方，外部除颤器是有用的。外部除颤器的益处是它们可被用于需要的病人，然后继而用于另一个病人。然而，因为外部除颤器间接(即从病人的皮肤表面而非直接向心脏)向病人的心脏传输它们的电疗脉冲，所以它们必须运行在比植入的除颤器更高的能量、电压和/或电流。因为外部除颤器的电极没有直接与病人的心脏接触，并且因为外部除颤器必须能用于具有大量生理差别的大量病人，所以外部除颤器必须根据对大部分病人有效的脉冲幅度和持续时间参数来运行，而不管病人的生理。例如，在外部除颤器的电极和病人的心脏之间具有的阻抗随病人改变而改变，从而改变了对于给定初始脉冲幅度和持续时间实际输送给病人心脏的电击的强度和波形。对治疗低阻抗病人有效的脉冲幅度和持续时间不一定能够将有效地治疗剂量输送给高阻抗病人，反之亦然。

因为具有大量可被控制的波形参数，所以提出了各种测量手段用于响应病人阻抗的差别。可以通过输送给病人的能量值来测量有效剂量，对给定的电容来说，对给定的倾斜，它可由电容电压从脉冲时间初始到脉冲时间结束的下降来指示。从而，脉冲的持续时间是可被调整以对应病人阻抗的变量。以上参考的Fain等的专利描述了一种除颤器，其在输送一次电击后基于测量或计算的阻抗来自动调整脉冲持续时间。美国专利No.5607454(Carmon等)描述了一种除颤器，其基于在输送电击时测量的阻抗来自动调整脉冲持续时间。对多相系统来说，可以控制序列中每个相的宽度。通常选择脉冲宽度，以便对给定的源电容来说，在阻抗的较大变化范围内，波形具有相对固定的倾斜。每个相的宽度可以相等，或对正和负相持续时间来说不相等，而宽度比保持固定或不同。可以选择和采用不同电容的电容网络，以响应如Morgan等的专利所述的病人阻抗。美国专利No.5999852(Elabbady等)描述了一种除颤器，其通过控制脉冲的相持续时间和除颤器的电容要被充到的电平来响应测量的病人阻抗。美国专利No.6738664(McDaniel)提出最好优化仿真频率而非时间域中的波形形状。该专利中所述的技术在保持75％的固定倾斜和固定相持续时间的同时保持100Hz的仿真频率；电击的总持续时间对应地改变。然而，这里仍需要在病人阻抗的全变化范围中为病人更有效地输送电疗的有效剂量。它进一步需要输送最低输出电位的脉冲，该脉冲会产生所需的高概率除颤，用以最小化向心脏输送过量能量的有害结果。为此，也进一步需要避免由于输送电疗非有效脉冲能量而耗尽电池能量。

发明内容

根据本发明的原则，描述了除颤器和电疗方法，它们提高了输送用于除颤的电疗有效剂量的效率。在一个实施例中，本发明的方法或仪器根据诸如病人阻抗的病人参数，改变除颤脉冲的相的数量。例如，对增加阻抗的病人来说，增加除颤波形的相(phase)的数量。根据本发明的另一方面，除颤波形的相的持续时间被控制用以响应病人参数。当高阻抗病人的波形持续时间需求要求相持续时间超过某个最大或范围值时，除颤器通过增加脉冲相的数量来响应，从而相应地减小相持续时间。本发明的实施例可进行设置以取得固定倾斜。本发明的实施例可以采用具有不同持续时间的相。

附图说明

图中：

图1以框图方式示出了根据本发明的原则构成控制输出波形的除颤器；

图2详细示出了除颤器的控制和高压部分；

图3A和3B示出了用于剂量输送给低和高阻抗病人的双相波形；

图4A到4C示出根据本发明的原则构成的除颤波形；

图5示出用于测量病人阻抗的技术；

图6是用于根据本发明的原则输送波形的波形特征表。

具体实施方式

首先参考图1，示出了根据本发明的除颤器10的简化框图。用于与病人(未被示出)相连的一对电极12A和12B与前端14相连，并进一步与高压(HV)开关16相连。前端13用于检测、过滤和数字化ECG信号和来自病人的病人阻抗。接着将ECG信号提供给控制器18，该控制器18运行能检测心室颤动(VF)或其它由电疗治疗导致的电击节律的电击咨询算法(shock advisory algorithm)。

前端14能通过下述的几种技术中的任意一种来测量电极12间的病人阻抗。一种技术是利用并测量病人对低电位测试信号的反应。通过该技术，先于除颤脉冲的输送，将低电位非治疗电信号输送给病人，测量响应于此在电极12间产生的电压。利用模数转换器(未被示出)在前端14中测量并数字化病人阻抗，用以向控制器18提供病人阻抗的数据。

电击按钮20(通常是除颤器10的用户界面的一部分)允许用户在控制器18已经探测了VF或其它电击节律后来开始输送通过电极12的除颤脉冲。电池22通常为除颤器10提供电源，具体为用于向高压充电器24提供电源，其为能量储存电容网络26中的电容器充电。通常的电池电压是12volt或更小，而能量存储电容网络26中的电容可以被充至1500volt或更高。来自控制器18的充电电压控制信号确定能量存储电容器网络26中的每个电容器上的充电电压。

能量存储电容网络26包括一个或多个电容器，它们可以串联、并联或串并联结合的方式排列以响应来自控制器18的配置控制信号。能量存储电容网络26具有依赖于所选配置的有效电容和有效充电电压。例如，包括三个具有电容值为C和充电电压为V的串联电容的配置将具有1/3C的有效电容和3V的有效电压。在前述的751专利(Morgan等)中描述了不同的适当配置。控制器18利用病人阻抗和剂量能量水平来从配置组中选择能量存储电容网络26的一个配置，以向病人输送阻抗补偿的除颤脉冲。

能量存储电容网络26与HV开关16相连，该HV开关16用于将电极对12上的除颤脉冲按所需的极性和持续时间输送给病人，以响应来自控制器18的极性/持续时间控制信号。HV开关16采用H桥构成，用以输送示意实施例中的多相除颤脉冲，但如需要也适用于输送单相脉冲。

图2示出了适用于本发明的实施例中的除颤器能量输送系统。HV能量电路24包括具有与电源控制电路324相连的初级线圈L1的变压器322。电源控制电路324与电池22相连，电池22用作DC电流源。电源控制电路324可以是现在或以后研发的任何众所周知的电源开关电路，它们用于提供变压器322的初级线圈L1上的交流电流。通常，电源控制电路包括接地的场效应晶体管(FET)开关(未被示出)，它向变压器322的初级线圈L1提供电流脉冲。开关受控制器18控制，以在初级线圈L1上产生交变电流或者产生稳定电流。与变压器322的二级线圈L2相连的二极管318对二级线圈L2上生成的交流电流整流，从而产生正由HV能量电路24生成的正向电流脉冲系列。充电电容器26与HV能量电路24的输出相连，用以将其充电以预备用于除颤。充电输送开关16将充电电容26与电极12A和12B相连，以响应用于响应电击按钮20由控制器18产生的一个或多个电击控制信号。在图2所示的实施例中，充电输送开关16(charge delivery switch)实施为将充电电容26与电极12A和12B电连接的H桥。

在本发明的备选实施例中，可以采用用于充电输送开关16的备选设计。示意实施例中的H桥包括开关302、304、310和312，用以控制充电电容26和电极12A和12B之间的电连接。要了解到，可将充电输送开关16的H桥控制用于例如向电极12施加单相或双相除颤脉冲。

可以通过测量电路212来监测或测量由充电输送开关16从电容26输送给病人的能量。测量电路212包括一对串联电阻330、332和在充电电容26和充电输送开关16间并联的开关340。传感信号在节点334由串联电阻流出，并与控制器18相连。图2中将开关340示为具有与FET的源和漏相连的二极管的FET器件。然而，在没有背离本发明的范围下，可采用备选开关设计。可以采用测量电路212在如下所述的治疗脉冲输送期间测量病人阻抗。

运行时，当确定应该向病人输送除颤能量后，将充电电容26充至足以输送足够的除颤能量水平的电压。通常将充电电容充至1500volt左右或更高，用以输送120-1200焦耳的除颤能量。可以以单相、双相或多相脉冲的形式来输送除颤能量剂量。如前所述，图2所示的充电输送开关16的实施例可由控制器18来控制，用以向电极12A和12B施加单相、双相或多相除颤脉冲。例如，为了从充电电容26向电极12A和12B施加双相脉冲，关闭开关302和312，并打开开关304和310。这将电极12A与充电电容204相连，将电极12B与参考电势或地相连。然而，为了反转除颤脉冲的极性，打开开关302和312，并关闭开关304和310，以将电极12A与参考电势或地相连，以及将电极12B与充电电容204相连。在构建的实施例中，开关可以是诸如IGBT等的高压固态开关设备，如美国专利申请序列号60/651,432(2005年2月8日，Brink)中所详述。

图3A和3B示出了施加低和高病人阻抗的病人的双相除颤波形。假设决定施加120-200焦耳范围的治疗剂量来为病人除颤。对于所用的并被初始充至V₀电压的充电电容来说，在该实施例中，当电容上的充电电压降到脉冲结束电压V_T时输送所需的剂量。如这些实例所示，可以控制倾斜来施加所需剂量。对低阻抗病人来说(图3A)，可以看到当大电流通过病人时，第一双相脉冲32的电压斜率迅速下降。当开关302、304、310、312切换且第二相34开始时，双相脉冲的第一相结束，在该实例中，当结束电位V_T达到且开关打开时，第二相34结束。可以看到，由于低的病人阻抗，与总波形周期T1相同，各个相32和34都具有短的持续时间。

当初始地向高阻抗病人施加相同的充电电压时，可以看到第一相36的电压斜率下降，但不像低阻抗病人那样陡。相转换后，在该实例中，第二相38继续保持电压下降，直到到达结束电位V_T。可以看到，对于高阻抗病人来说，每个单独的相的持续时间更长，总的波形周期T2也如此。

如前所述，需要输送所需的能量，用以提供尽可能高效和有效的所需的除颤可能性。研究显示，在过短的波形或脉冲相下，无法达到这个目标，因为对于心脏肌细胞的膜反应时间来说，超短的脉冲持续时间可能是太快了。因此，对除颤的高可能性来说，过短的脉冲是缺乏效率的。研究也发现，在某个持续时间以外，过长的波形或脉冲相也不会显著增加除颤的可能性。因此，将脉冲扩展到某点以外不会提高除颤的可能性，从而在没有好处的情况下，对病人照射更多能量(以及组织损伤的可能性)。从而，需要将脉冲保持对低和高阻抗病人来说都在既不过短也不过长的范围内。

在本发明的实施例中，测量病人阻抗，控制器18利用该结果来确定电击相的数量和/或各个相的持续时间。一个这样的实施例如图4A、4B和4C的波形所示。图4A示出了用于具有中等病人阻抗的病人的波形40。该电击的输送采用的倾斜开始于初始值为V₀的电压并下降到最终电压V_T。在时间周期T期间，该时间T是该倾斜的波形所需的，波形包含三个交变的相42、44和46。在该实例中，采用三个相持续时间来向具有中等病人阻抗的病人输送三相电击波形。

图4B示出了用于低阻抗病人的具有相同倾斜的波形50。对于低阻抗病人来说，需要更短的时间周期T来达到最终的电压值V_T，在该时间中，波形经过两个相52和54。可以看到，脉冲幅度在每个相的时间中迅速下降。因此，对低阻抗病人来说，在该实施例中，输送双相波形。

图4C示出了输送给高阻抗病人的电击波形60。可以看到，由于高病人阻抗，波形的每个相具有非常小的斜率。结果，用于输送所需的能量值所需的时间远长于前面的波形。在该实施例中，输送了四个相用于相同的从V₀到V_T的倾斜。因此，对高阻抗病人来说，在该实施例中，输送了四相波形。因此可以看到，对应病人阻抗，每个波形的相数目会改变。

在这些实例中，随病人阻抗改变相数量的能力意味着可以将相的宽度保持在相宽度的窄范围内。当病人阻抗增加时，不是简单地扩展具有较少数量相的波形的每个相的持续时间，而是向波形中增加另一个相，相宽度保持大致相同。如上所述，研究显示，对增加持续时间的相来说，在某个点以外，除颤的可能性不会显著增加，其特征在于强度-持续时间的关系。根据本发明可以通过向那些情形中的波形增加另一个相并保持相的持续时间在较窄范围内来进一步提高除颤的可能性。对此的精确的物理解释不完全清楚。然而，存在大量的理论来解释这件事。一个理论认为，心脏肌肉的纤维(包裹在心脏整体的周围)没有以与所加的除颤脉冲的电场有关的单一方向排列。这种无序排列导致某些具有对应排列的纤维响应正的相，其它不同的排列纤维响应电击波形的负相。此外，该理论认为，通过一个极性的相提供给某些纤维的好处会在某种程度上由随后的具有相反极性的脉冲相破坏。然而，在保持该相是短的，且具有降低的幅度和/或持续时间，减小了对益处的“破坏”，迅速的返回到有益极性的相将会保持之前的该极性脉冲相的益处。因此，该理论认为，电击波形应该在持续时间的范围内保持这些相，这会为所有排列的肌纤维提供治疗益处，而不会过度而逆转前面脉冲相的益处。

参考图5，图6示出了与该后一理论一致的波形特征表。在该实施例中，为产生的用于输送所需剂量的每个电击波形保持基本固定的倾斜V_T/V₀。波形的整个周期是图5所示的持续时间T(msec)。每个脉冲相72、74都具有tmsec的持续时间。对具有从6到12msec的波形持续时间，如图6的表中所示，采用了双相波形(两个脉冲相)。每个脉冲相72、74具有波形持续时间的一半的持续时间t，如图6的右手列所示。在该实施例中，要避免超过6msec的脉冲相持续时间，因为这不会提供除颤的可能性。从而，当波形持续时间T超过12msec时，向波形中增加第三脉冲相，输送三相波形(例如图4A)用于达到18msec的波形持续时间。在18msec的波形持续时间T，每个脉冲相具有6msec的持续时间。对具有更大持续时间T的波形来说，该时间T对具有更高病人阻抗的病人来说是需要的，将第四脉冲相(phase)增加到波形中(例如图4C)，从而导致波形的单个脉冲相下降到5msec，而具有20msec的波形周期T。当单个脉冲相达到它们的指定界限时，就增加多相波形的另一个脉冲相，而将每个相调整为更短的各自持续时间。因此，可以看到，随病人阻抗增加，采用用于波形设计的图6的表将各个相持续时间保持在3.0到6.0的范围内。可以由各个临床医生选择其它的脉冲相的持续时间。例如，某些临床医生也许喜欢脉冲相持续时间范围在2.5到8.0之间。由充电存储电容的除颤电容的知识可知，可以计算需要被输送的剂量和测量的病人阻抗、脉冲相的数量和持续时间，用以将脉冲相持续时间保持在所需的范围。

本发明的实施例可以为电击波形的每个相保持相等的持续时间，或者可以产生具有变化相持续时间的波形。例如，如图6的表所示，可以通过三个具有4.7msec的相等相产生具有14msec总持续时间的波形，或者可以由分别具有6msec、5msec和4msec的连续减小的相持续时间的三相波形来产生该具有14msec总持续时间的波形。

可以采用大量不同技术来测量病人阻抗。如前述的751专利(Morgan等)所述，一个技术是就在输送电击前向病人输送诸如正弦波形的低电位非治疗脉冲，并测量对输送的波形的反应。例如，可以直接通过病人电极12A和12B完成测量。另一个技术是，在电击波形正被输送时，例如在图5中的初始脉冲相72的前沿中由圈出的不连续性76表示的电击电压上升时间期间，就通过与病人串联的电阻(如图2所示)来测量病人阻抗。然后可以通过开关340将串联电阻从电路中去除，以完成电击波形。又一个技术是由电压波形的斜率计算病人阻抗。可以将在波形下降经过图5中的周期τ时对电位的测量用于计算方程V＝e^-t/RpC中的值R_p。

Claims (17)

1.一种外部除颤器，包括：

能量源；

高压电路，与所述能量源相连；

一对病人电极，与所述高压电路相连；

病人特征检测电路，与所述病人电极相连；

相持续时间确定电路，响应于所述病人特征检测电路并与所述高压电路相连，用以响应于由病人特征检测电路检测的病人阻抗确定由所述高压电路产生的电击脉冲的相的数量。

2.如权利要求1的外部除颤器，其中

所述相持续时间确定电路进一步根据病人阻抗来确定所述电击脉冲的总持续时间。

3.如权利要求1的外部除颤器，其中

所述相持续时间确定电路用于确定交变相极性的多相波形的相的数量。

4.如权利要求3的外部除颤器，其中

所述相持续时间确定电路进一步用于增加多相波形的相的数量以防止脉冲相持续时间超过给定的持续时间。

5.如权利要求4的外部除颤器，其中

所述相持续时间确定电路进一步用于将所述脉冲相的持续时间保持在对于具有不同病人阻抗的病人所需的范围值内。

6.如权利要求3的外部除颤器，其中

所述相持续时间确定电路进一步用于控制由所述高压电路产生的所述电击脉冲的倾斜。

7.如权利要求6的外部除颤器，进一步包括：

ECG分析电路，与所述病人电极相连，用于确定是否施加电击。

8.权利要求6的外部除颤器，其中

所述病人特征检测电路用于先于电击输送测量病人阻抗。

9.权利要求6的外部除颤器，其中

所述病人特征检测电路用于在电击输送期间测量病人阻抗。

10.一种用于确定由外部除颤器输送的多相电击波形的持续时间的方法，包括：

确定将要施加电击；

测量病人特征；

由所述病人特征来确定电击波形的相的数量；以及

输送具有确定数量的电击波形相的电击波形。

11.如权利要求10的方法，

其中所述测量病人特征包括测量病人阻抗；以及

其中所述确定电击波形的相的数量包括将所述电击波形相的持续时间保持在所需的持续时间范围内。

12.如权利要求11的方法，其中

先于所述电击波形的输送，测量病人阻抗。

13.如权利要求11的方法，其中

确定将要施加电击包括分析ECG信号。

14.如权利要求11的方法，进一步包括：

确定电击波形的总持续时间。

15.如权利要求14的方法，其中

所述确定电击波形的总持续时间包括确定电击波形的倾斜。

16.如权利要求10的方法，其中

所述确定电击波形的相的数量进一步包括，如果电击波形相的持续时间在没有增加的情况下超过给定的相持续时间，那么就增加所述电击波形相的数量。

17.一种用于确定由外部除颤器输送的多相电击波形的持续时间的方法，包括确定将要施加电击；在电击波形的输送期间测量病人阻抗；由病人特征来确定电击波形的相的数量；以及输送具有确定数量的电击波形相的电击波形。

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