JP6410633B2 - 磁気共鳴イメージング装置およびｓａｒ算出方法 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング（以下、「ＭＲＩ」という）装置に関し、特に、ＳＡＲ算出方法に関する。

ＭＲＩ装置（Ｍａｇｎｅｔｉｃ−Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ−Ｉｍａｇｉｎｇ）は、被検体、特に人体の組織を構成する原子の原子核スピンにより発生するＮＭＲ信号（Ｎｕｃｌｅａｒ−Ｍａｇｎｅｔｉｃ−Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を２次元的に或いは３次元的に画像化する装置である。

ＭＲＩの撮影において、ＮＭＲ信号は、被検体を励起する高周波電磁波(Ｒａｄｉｏ−Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ：ＲＦ)パルスおよび傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに、周波数エンコードされ、時系列データとして計測される。当該計測されたＮＭＲ信号は、２次元或いは３次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。

ＭＲＩ装置においては、一般的に、被検体の単位重量あたりの熱吸収比すなわちＳＡＲ(Ｓｐｅｃｉｆｉｃ−Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ−Ｒａｔｉｏ)により、被検体の温度上昇を管理している。

このＳＡＲは、例えば、非特許文献１および非特許文献２などに開示されているように、ＮＥＭＡ−ＭＳ８もしくはＩＥＣ６０６０１に規定されるパルスエネルギー法により進行電力、反射電力を測定することで計算される。

一般的なＭＲＩ装置においては、図２に示すようにＲＦアンプと照射コイルの間にハイブリッド回路が配置されている。患者吸収電力（Ｐ_ｏｂｊ）は、式１に示すように、ＲＦアンプから照射される進行電力（Ｐ_ｆｗｄ）からＲＦアンプに反射される反射電力（Ｐ_ｒｆｌ）、ダミーロードに反射される（Ｐ_{ｏｔｈｅｒ}）を差分し、さらに照射コイルで損失される電力（Ｐ_ｃｏｉｌ）を差分することで求められる。Ｐ_ｃｏｉｌは無負荷時のＰ_ｆｗｄ−Ｐ_ｒｆｌ−Ｐ_{ｏｔｈｅｒ}で求められ予め測定される値である。

また、非特許文献３にはコイルＱ値によってＳＡＲを算出する式が示されており、無負荷時のＱ値（Ｑ_{ｕｎｌｏａｄ}）および有負荷時のＱ値（Ｑ_ｌｏａｄ）から式２のように患者吸収電力（Ｐ_ｏｂｊ）を算出することができる。

一方、近年の高磁場ＭＲＩシステムでは照射不均一画像を補正するため、特許文献１および特許文献２のような送信チャンネルが多チャンネル化され、各ＣＨ間でゲイン差・位相差を制御した送信方法やＳＡＲモニタリング方法が提案されている。

特許文献２においては、局所ＳＡＲ上昇を防ぐため各送信チャンネルの故障の対処に関する提案もなされている。

特表２００９−５０１５５３号公報 特開２０１２−２４３０６号公報

ＮＥＭＡ−Ｓｔａｎｄａｒｄｓ−Ｐｕｂｌｉｃａｔｉｏｎ−ＭＳ−８−２００８／Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ−ｏｆ−ｔｈｅ−Ｓｐｅｃｉｆｉｃ−Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ−Ｒａｔｅ−ｆｏｒ−Ｍａｇｎｅｔｉｃ−Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ−Ｉｍａｇｉｎｇ−Ｓｙｓｔｅｍｓ／Ｎａｔｉｏｎａｌ−Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ−Ｍａｎｕｆａｃｔｕｒｅｒｓ−Ａｓｓｏｃｉａｔｉｏｎ／２００８ ＭＲの最近の進歩と安全性（改訂第三版）／日本磁気共鳴医学会安全性評価委員会／２００８年２月２９日 ＭＲＩの安全性／日本放射線技術学会雑誌／第５９巻第１２号／宮地利明／２００３年１２月

多チャンネルの送信システムでパルスエネルギー法を使ってＳＡＲを算出する場合は、例えば４チャンネルシステムの場合、各チャンネル（ｃｈ）の照射電力、反射電力の合算から患者吸収電力を算出する式３、或いは、チャンネルごとの患者吸収電力を算出してから全チャンネルを合計する式４のどちらかである。

またＱ値による方法では照射コイルはチャンネルごとに固有のＱ値を持つためチャンネルごとに患者吸収電力を算出する式５の通りとなる。

しかしながら、多チャンネル送信システムの上記の式３乃至式５や特許文献１、特許文献２では全チャンネル同時に照射される。そのため、各チャンネルの照射電力は照射コイルのチャンネル間のカップリングによって他のチャンネルへ回り込み、他のチャンネル自身の反射電力と合成されるため、正確な反射電力の測定ができず、必ずしもＳＡＲの安全性が担保されていない。

そこで本発明の目的は、多チャンネルの高周波磁場送信系を備えた磁気共鳴イメージング装置において、精度の高いＳＡＲ算出が可能で、より安全性の高い磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。

また、本発明の別の目的は、多チャンネルの高周波磁場送信系を備えた磁気共鳴イメージング装置において、照射コイルやＲＦアンプの故障を事前に検知することでより安全性の高い磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。

また、本発明の他の目的は、多チャンネルの高周波磁場送信系を備えた磁気共鳴イメージング装置のＳＡＲ算出方法において、より精度の高いＳＡＲ算出方法を提供することにある。

上記課題を解決するために、本発明は、被検体に静磁場および傾斜磁場を与える磁場発生系と、前記被検体の生体組織を構成する原子核に核磁気共鳴を起こさせるための高周波磁場を照射する少なくとも２チャンネル以上の多チャンネル送信系と、当該核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出する受信系と、前記受信系で検出された核磁気共鳴信号を用いて画像再構成演算をおこなう信号処理系と、装置全体の動作を制御する中央処理装置と、を備えた磁気共鳴イメージング装置であって、前記磁気共鳴イメージング装置は、前記被検体の計測前に、予め1チャンネルずつ高周波磁場照射を行うことによりチャンネル毎の照射電力値と反射電力値を測定し、前記被検体の計測時に、前記被検体に対する照射電力値および予め測定したチャンネル毎の照射電力値と反射電力値に基づき前記被検体の吸収電力値および反射電力値を算出することを特徴とする。

また、本発明は、被検体に静磁場および傾斜磁場を与える磁場発生系と、前記被検体の生体組織を構成する原子核に核磁気共鳴を起こさせるための高周波磁場を照射する少なくとも２チャンネル以上の多チャンネル送信系と、当該核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出する受信系と、前記受信系で検出された核磁気共鳴信号を用いて画像再構成演算をおこなう信号処理系と、装置全体の動作を制御する中央処理装置と、を備えた磁気共鳴イメージング装置の被検体の単位重量あたりの熱吸収比を算出するＳＡＲ算出方法であって、前記被検体の計測前に、予め1チャンネルずつ高周波磁場照射を行うことによりチャンネル毎の照射電力値と反射電力値を測定し、前記被検体の計測時に、前記被検体に対する照射電力値および予め測定したチャンネル毎の照射電力値と反射電力値に基づき前記被検体の単位重量あたりの熱吸収比（ＳＡＲ）を算出することを特徴とする。

本発明によれば、多チャンネルの高周波磁場送信系を備えた磁気共鳴イメージング装置において、精度の高いＳＡＲ算出が可能で、より安全性の高い磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。

また、本発明によれば、多チャンネルの高周波磁場送信系を備えた磁気共鳴イメージング装置において、照射コイルやＲＦアンプの故障を事前に検知することでより安全性の高い磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。

また、本発明によれば、多チャンネルの高周波磁場送信系を備えた磁気共鳴イメージング装置のＳＡＲ算出方法において、より精度の高いＳＡＲ算出方法を提供することができる。

上記した以外の課題、構成及び効果は、以下の実施形態の説明により明らかにされる。

本発明の一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の全体概要を示す図である。 一般的な磁気共鳴イメージング装置の照射システム構成を示す図である。 本発明の一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の多チャンネル照射システム構成を示す図である。 本発明の一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の動作を示すシーケンスチャートである。 本発明の一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の動作を示すフローチャートである。 本発明の一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の多チャンネル照射システム構成を示す図である。 本発明の一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の動作を示すゲイン差・位相差演算ブロック図である。 本発明の一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の詳細な動作を示すゲイン差・位相差演算ブロック図である。 本発明の一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置における周波数と電力の関係を示す図である。 本発明の一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の動作を示すフローチャートである。

以下、図面を用いて本発明の実施例を説明する。なお、各図面において、同一の構成については同一の符号を付して、その詳細な説明は省略する。

図１に本実施例における磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）の全体概要を示す。図1においてＭＲＩ装置は大別して、静磁場発生系２、傾斜磁場発生系３、送信系４、受信系５、信号処理系６、シーケンサ７、中央処理装置８（以下、ＣＰＵと略称する：Ｃｅｎｔｒａｌ−Ｐｒｏｃｅｓｓｓｉｎｇ−Ｕｎｉｔ）などから構成されている。

静磁場発生系２は、被検体１の周りに所定の方向の均一な静磁場を発生させる。静磁場発生系２の内部には、送信系４の高周波コイル（以下、照射コイルという）１４、傾斜磁場発生系３の傾斜磁場コイル９、受信系５の高周波コイル（以下、受信コイルという）１５などが配置されている。

傾斜磁場発生系３は、シーケンサ７の制御のもとに傾斜磁場電源１０より電流の供給を受けて、それを傾斜磁場コイル９に付与して被検体１の周りに傾斜磁場を発生させる。

送信系４は、高周波発振器１１、変調器１２、増幅器１３、照射コイル１４などを備え、シーケンサ７の司令により、高周波発振器１１からの基準高周波パルスを変調器１２で振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを増幅器１３により増幅して照射コイル１４に供給することにより、所定のパルス状の電磁波を被検体１に照射するようになっている。

受信系５は受信コイル１５、増幅器１６、直交位相検波器１７、アナログ／ディジタル変換器（以下、ＡＤＣという）１８などを備え、被検体１からの核磁気共鳴（以下、ＮＭＲという）信号を受信コイル１５が検出すると、そのＮＭＲ信号を増幅器１６、直交位相検波器１７、ＡＤＣ１８を介してディジタル量に変換すると共に、シーケンサ７からの指令によるタイミングでＡＤＣ１８によってサンプリングされた収集データに変換して、ＣＰＵ８に送るようになっている。

信号処理系６は、光ディスク２０ａ、磁気ディスク２０ｂなどを含む外部記憶装置２０、ＣＲＴや液晶モニタなどのディスプレイ２１、キーボード２２などを備え、受信系５の受信コイル１５からのデータがＣＰＵ８に入力されると、ＣＰＵ８が信号処理、画像再構成などの処理を実行し、その結果である被検体１の所望の断層面の画像をディスプレイ２１に表示すると共に、外部記憶装置２０の磁気ディスク２０ｂなどに記憶する。

ＣＰＵ８は、予め定められたプログラムに従って、シーケンサ７、送信系４、受信系５、信号処理系６を制御するようになっている。シーケンサ７はＣＰＵ８からの制御指令に基づいて動作し、被検体１の断層面の画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系４、傾斜磁場発生系３、受信系５に送る。

このようなＭＲＩ装置において撮像をおこなう場合は、受信コイル１５を被検者１の関心領域を中心にして装着する。その後、被検者１は撮像用の寝台１９に横たわった状態で関心領域が静磁場発生系２の中心に来るように送り込まれる。

ＭＲＩ装置の内部に送り込まれた被検者１に対し、任意のシーケンスに従って傾斜磁場発生系３、送信系４から電磁波を照射し、受信系５で信号を受信してＣＰＵ８、信号処理系６によって得られた信号を画像化する。

ここで、ＳＡＲすなわち被検者１の単位重量あたりの熱吸収比は、増幅器１３の後段に配置された方向性結合器２３で検出される進行電力、反射電力をＳＡＲ測定器２４で測定することにより求めることができる。

図３に本実施例における磁気共鳴イメージング装置の多チャンネル照射システム構成を示す。なお、本実施例においては、図３に示すように、４チャンネル照射システムを例に説明するが、４チャンネルの照射システムを有する磁気共鳴イメージング装置に限定されるものではなく、少なくとも２チャンネル以上の照射システムを有する磁気共鳴イメージング装置であれば、同様の作用効果を有する。

図３に示すように、４チャンネル照射システムでは各チャンネルから照射される照射電力Ｐ_ｆｗｄ１，Ｐ_ｆｗｄ２，Ｐ_ｆｗｄ３，Ｐ_ｆｗｄ４に対して各チャンネルに反射される反射電力Ｐ_ｒｆｌ１，Ｐ_ｒｆｌ２，Ｐ_ｒｆｌ３，Ｐ_ｒｆｌ４が観測されるが、実際には他のチャンネルへ回り込む成分が存在する。例えば、チャンネル1（ｃｈ１）の場合、Ｐ_ｆｗｄ１が他のチャンネルへ反射電力Ｐ_{ｆｗｄ１２}、Ｐ_{ｆｗｄ１３}、Ｐ_{ｆｗｄ１４}として回り込む。

これらを回避するために、1チャンネルずつ照射するシーケンスチャートを図４に示し、そのフローチャートを図５に示す。また、各ステップにおける計算式を式６から式３０に示す。

図４および図５より、被検者の測定前のプリスキャン中に1チャンネルのみ照射し、その時の照射電力（Ｐ_ｆｗｄ１＿ｃａｌ）、自身に反射される反射電力（Ｐ_ｒｆｌ１＿ｃａｌ）、他のチャンネルへ反射されるＰ_ｒｆｌ２＿ｃａｌ，Ｐ_ｒｆｌ３＿ｃａｌ,Ｐ_ｒｆｌ４＿ｃａｌを測定してＳパラメータすなわちＳ_１１＿ｒａｔｉｏ，Ｓ_１２＿ｒａｔｉｏ，Ｓ_１３＿ｒａｔｉｏ，Ｓ_１４＿ｒａｔｉｏを求める。

同様に、チャンネル２からチャンネル４のみで照射した場合のＳパラメータを式６から式２１により算出する。

次に、被検者の測定時すなわち本スキャン中のＰ_ｆｗｄ１，Ｐ_ｆｗｄ２，Ｐ_ｆｗｄ３，Ｐ_ｆｗｄ４およびプリキャン中のＳパラメータから全チャンネル同時照射した場合の反射電力を式２２から式２５により算出する。

各チャンネルの患者吸収電力（Ｐ_ｏｂｊ１〜Ｐ_ｏｂｊ４）は式１に従い、さらに他のチャンネルへの回り込みを考慮して式２６から式２９で示され、全チャンネルの合計Ｐ_ｏｂｊは式３０となる。

１．プリスキャン中
（１）１チャンネル（１ｃｈ）のみ照射

（２）２チャンネル（２ｃｈ）のみ照射

（３）３チャンネル（３ｃｈ）のみ照射

（４）４チャンネル（４ｃｈ）のみ照射

２．本計測中（被検者の測定時）

同様に、

以上説明したように、本実施例における磁気共鳴イメージング装置においては、プリスキャン中に1チャンネルずつ照射して測定される進行電力および反射電力からＳパラメータを算出して、本スキャン中に測定される進行電力とプリスキャン中に算出したＳパラメータから、本スキャン中の反射電力および患者吸収電力すなわちＳＡＲを算出する。

これにより、精度の高いＳＡＲ算出が可能となり、より安全性の高い磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。

なお、図６に示すように、チャンネル毎に複数の照射コイルを設けた送信系４を備える磁気共鳴イメージング装置においても、本実施例の作用効果は同様である。

図６のように、例えば、ハイブリッド回路の後段に、位相を９０℃異なるように２つの照射コイルを設けた場合、プリスキャン中に1チャンネルずつ照射して測定される進行電力および反射電力からＳパラメータを算出し、本スキャン中に測定される進行電力とプリスキャン中に算出したＳパラメータから、本スキャン中の反射電力および患者吸収電力すなわちＳＡＲを算出する。

図６のような送信系４の構成にすることで、１チャンネルあたりの照射電力を増やすことができ、他チャンネルの影響を考慮したＳＡＲ算出が可能となる。

図７および図８を用いて、実施例２における磁気共鳴イメージング装置について説明する。

４チャンネルシステムの場合、図７に示すように各チャンネルの照射電力をＦＷＤ１〜ＦＷＤ４、反射電力をＲＦＬ１〜ＲＦＬ４とすると、ＳＡＲ測定器２４は照射電力チャンネル間、反射電力チャンネル間のゲイン差、位相差および各チャンネルの進行電力、反射電力のゲイン差、位相差を測定する演算ブロックを備え、算出結果をシーケンサ７に通知する。

シーケンサ７は、ゲイン差・位相差が許容される範囲から外れた場合、アラーム信号を外部に出力し、撮影を停止もしくは均一なパラメータを再計算する。

図８に照射電力チャンネル間（ＦＷＤ１〜ＦＷＤ４）のゲイン差演算・位相差演算を例としてブロック図を示す。例えば、ＦＷＤ１とＦＷＤ２の場合、位相差演算部ではロックインアンプの手法により測定信号（ｃｈ２）と参照信号（ｃｈ１）の周波数ミキシング結果Ｘ２および測定信号と位相を９０°ずらした参照信号のミキシング結果Ｙ２をそれぞれローパスフィルタ（ＬＰＦ）で直流成分を抽出し、ｔａｎ^-１（Ｙ２／Ｘ２）よりＦＷＤ１−ＦＷＤ２間の位相差を求める。

同様に、ＦＷＤ１−ＦＷＤ３、ＦＷＤ１−ＦＷＤ４の位相差を求める。ゲイン差演算部では各ＦＷＤのパワー測定を行い、１０ｌｏｇ（ｃｈ２＿ｐｏｗｅｒ／ｃｈ１＿ｐｏｗｅｒ）の式よりＦＷＤ１を基準にゲイン差［ｄｂ］を算出しシーケンサ７に送信する。

シーケンサ７ではＢ１マップで計算されたゲイン差、位相差とＳＡＲ測定器２４から送信されたゲイン差、位相差を比較して許容範囲か判定を行う。判定から外れた場合は、アラーム信号を外部に出力し、撮影を停止するかＢ１マップの再計算を行う。

以上説明したように、本実施例における磁気共鳴イメージング装置においては、照射電力と反射電力のゲイン差、位相差を算出することにより、送信系４のＲＦアンプや照射コイルの故障を検出する。

これにより、より安全で信頼性の高い磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。

図９および図１０を用いて、実施例３における磁気共鳴イメージング装置について説明する。

実施例３においては、実施例１で説明した磁気共鳴イメージング装置において、プリキャン中の周波数サーチ中に１チャンネルずつ照射して進行電力、反射電力の測定を実施する。ことで照射コイルのＱ値を測定（推定）して照射コイルの故障、チューニングずれを検出する。

図９および図１０に示すように、周波数サーチ中にＰ_ｆｗｄ-Ｐ_ｒｆｌが最も大きくなる値をＰ０、この時の周波数をｆ０とすると、Ｐ０から３ｄｂ低いＰ０／２となる周波数が周波数帯域となる。

この時の周波数をｆ１，ｆ２とするとＱの式は共振回路の周波数特性の式より式３１で算出することができる。

実施例１で説明したように、無負荷時のＱ値をＱ_{ｕｎｌｏａｄ}、有負荷時のＱ値をＱ_ｌｏａｄとすると、各チャンネル毎の患者吸収電力は式３２から式３５で算出され、合計の患者吸収電力は式３６で算出される。なお、Ｑ_{ｕｎｌｏａｄ}は装置据付時に測定される値である。

以上説明したように、本実施例における磁気共鳴イメージング装置においては、照射コイルのＱ値を算出することにより、送信系４のＲＦアンプや照射コイルの故障を検出する。

これにより、より安全で信頼性の高い磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。

なお、本発明は上記した実施例に限定されるものではなく、様々な変形例が含まれる。例えば、上記した実施例は本発明を分かりやすく説明するために詳細に説明したものであり、必ずしも説明した全ての構成を備えるものに限定されるものではない。また、ある実施例の構成の一部を他の実施例の構成に置き換えることが可能であり、また、ある実施例の構成に他の実施例の構成を加えることも可能である。また、各実施例の構成の一部について、他の構成の追加・削除・置換をすることが可能である。

１…被検体、２…静磁場発生系、３…傾斜磁場発生系、４…送信系、５…受信系、６…信号処理系、７…シーケンサ、８…ＣＰＵ（中央処理装置）、９…傾斜磁場コイル、１０…傾斜磁場電源、１１…高周波発振器、１２…変調器、１３，１６…増幅器、１４…照射コイル、１５…受信コイル、１７…直交位相検波器、１８…ＡＤＣ、１９…寝台、２０…外部記憶装置、２０ａ…光ディスク、２０ｂ…磁気ディスク、２１…ディスプレイ、２２…キーボード、２３…方向性結合器、２４…ＳＡＲ測定器。

Claims (4)

1. 被検体に静磁場および傾斜磁場を与える磁場発生系と、
   前記被検体の生体組織を構成する原子核に核磁気共鳴を起こさせるための高周波磁場を照射する少なくとも２チャンネル以上の多チャンネル送信系と、
   当該核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出する受信系と、
   前記受信系で検出された核磁気共鳴信号を用いて画像再構成演算をおこなう信号処理系と、
   装置全体の動作を制御する中央処理装置と、を備えた磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記磁気共鳴イメージング装置は、前記被検体の計測前に、予め1チャンネルずつ高周波磁場照射を行うことによりチャンネル毎の照射電力値と反射電力値を測定し、
   前記被検体の計測時に、前記被検体に対する照射電力値および予め測定したチャンネル毎の照射電力値と反射電力値に基づき前記被検体の吸収電力値および反射電力値を算出することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記多チャンネル送信系は、１チャンネル毎に少なくとも２つ以上の照射コイルを備えることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 被検体に静磁場および傾斜磁場を与える磁場発生系と、
   前記被検体の生体組織を構成する原子核に核磁気共鳴を起こさせるための高周波磁場を照射する少なくとも２チャンネル以上の多チャンネル送信系と、
   当該核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出する受信系と、
   前記受信系で検出された核磁気共鳴信号を用いて画像再構成演算をおこなう信号処理系と、
   装置全体の動作を制御する中央処理装置と、を備えた磁気共鳴イメージング装置の被検体の単位重量あたりの熱吸収比を算出するＳＡＲ算出方法であって、
   前記被検体の計測前に、予め1チャンネルずつ高周波磁場照射を行うことによりチャンネル毎の照射電力値と反射電力値を測定し、
   前記被検体の計測時に、前記被検体に対する照射電力値および予め測定したチャンネル毎の照射電力値と反射電力値に基づき前記被検体の単位重量あたりの熱吸収比（ＳＡＲ）を算出することを特徴とするＳＡＲ算出方法。
4. 前記多チャンネル送信系は、１チャンネル毎に少なくとも２つ以上の照射コイルを備えることを特徴とする請求項３に記載のＳＡＲ算出方法。

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