CN102680920A - 减少磁共振成像系统中的噪声的设备和方法 - Google Patents

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Abstract

提供减少磁共振成像(MRI)系统中的噪声的设备和方法。一个MRI系统(40)包括扫描架(30)(具有通过其的孔)和用于将该孔内的对象成像的由该扫描架支撑的至少一个射频(RF)线圈(22)。该MRI系统还包括该至少一个RF线圈和该孔之间的真空空间(26)。

Description

减少磁共振成像系统中的噪声的设备和方法
技术领域
本文公开的主旨大体上涉及磁共振成像(MRI)系统，并且更具体地涉及用于减少这些系统中的声学噪声的系统和方法。
背景技术
在MRI系统的操作期间，当梯度线圈在成像操作期间被施以脉冲时，噪声通过这些线圈在静态主磁场中的振动产生。另外，涡流也由这些梯度线圈在任何金属表面产生，例如射频(RF)线圈、磁体暖孔和MRI系统的其他金属部件等。这些涡流与主磁场的相互作用也产生振动，其导致声学噪声。
声学噪声常常是令人不快的(例如，在110-120dBA范围中)并且通过MRI系统(例如通过RF线圈等)传输到患者的耳朵。因此，该声学噪声可以变得相当响亮，其可以进一步不利地影响已经对要进行的扫描感到不安的患者。
发明内容
根据各种实施例，提供磁共振成像(MRI)系统，其包括具有通过其的孔的扫描架(gantry)和由该扫描架支撑以用于将该孔内的对象成像的至少一个射频(RF)线圈。该MRI系统还包括该至少一个RF线圈和该孔之间的真空空间。
根据其他实施例，提供磁共振成像(MRI)系统扫描架，其包括扫描架外壳(具有通过其的孔)和由该扫描架支撑以用于将该孔内的对象成像的至少一个MRI线圈。该MRI系统扫描架还包括该至少一个MRI线圈和该孔之间形成的腔。
根据再其他的实施例，提供用于减少磁共振成像(MRI)系统中的声学噪声的方法。该方法包括在射频(RF)线圈或梯度线圈和该MRI系统的扫描架的孔之间形成空气空间(air space)。该方法还包括在该空气空间内形成并且维持低压环境。
附图说明
图1是图示根据一个实施例形成的磁共振成像系统(MRI)的患者围护(PE)管配置的简化框图。
图2是其中可实现根据各种实施例形成的PE管的MRI系统的示图。
图3是根据实施例形成的MRI系统的成像部分或扫描仪的横截面的简化示意图。
图4是图3的成像部分的正视图的简化示意图。
图5是图示根据另一个实施例形成的MRI系统的PE管配置的简化框图。
图6是图示根据另一个实施例形成的MRI系统的PE管配置的简化框图。
图7是图示密封设置的根据实施例形成的成像部分的正视图的简化示意图。
图8是其中可实现根据各种实施例形成的PE管的MRI系统的框图。
具体实施方式
前面的简要描述以及某些实施例的下列详细说明当与附图结合阅读时将更好理解。就附图图示各种实施例的功能框的图来说，功能框不一定指示硬件之间的划分。从而，例如，功能框中的一个或多个可采用单件硬件或多件硬件实现。应该理解各种实施例不限于图中示出的设置和工具。
如本文使用的，以单数列举的并且具有单词“一”在前的元件或步骤应该理解为不排除复数个所述元件或步骤，除非这样的排除被明确地规定。此外，对“一个实施例”的引用不意在解释为排除也包含列举的特征的另外的实施例的存在。此外，除非对相反情况明确规定，“包括”或“具有”具有特定性质的元件或多个元件的实施例可包括不具有该性质的另外的这样的元件。
各种实施例提供用于减少从磁共振成像(MRI)系统传输到正被成像的患者的声学噪声的系统和方法。特别地，如在图1(其是一个配置的简化框图)中示出的，在该MRI系统内形成真空、低压或空气空间，其在该实施例中使用患者围护(PE)管20形成，该PE管20耦合或安装在射频(RF)线圈22内部。该PE管20在该实施例中从该RF线圈22径向向内安置。因此，该PE管20是离患者最近的表面，由此限定例如在图2中示出的MRI系统40(其的一部分在图1中示出)等的该MRI系统的孔42的最里面的表面。
在各种实施例中，在RF线圈22(例如，RF体线圈)和PE管20之间产生或形成真空空间26(或可选地空气空间)。如本文中更详细描述的，该真空空间26是使用任何合适的方法在MRI系统内形成的空间或腔。例如，在一个实施例中，形成低或较低压空间，使得该空间中的压强小于大气压。从而，可在该真空空间26内提供不同的较低压强水平，其大于绝对真空压强。操作中，该配置减少或防止由MRI系统40产生的声学噪声穿透进入孔42。例如，由MRI系统40产生的(例如由也支撑在MRI系统40的扫描架30上的梯度线圈28产生的等)空气传播噪声被由PE管20形成的该真空空间26部分或完全阻挡。另外，由RF线圈22上来自梯度线圈28的脉冲的涡流产生的噪声也被RF线圈22和PE管20之间的该真空空间26减少或消除。
在各种实施例中，PE管20从MRI系统40内的RF线圈22和任何其他振动结构(例如梯度线圈28等)机械去耦合。从而，PE管20耦合或安装到MRI系统40的无振动部分或部件。例如，用于减少或限制PE管20的振动的安装设置的一个实施例包括将PE管20直接安装到磁体(如本文更详细描述的)。然而，应该意识到，可实现其他的安装设置和机构来提供PE管20上更低或可忽略的振动水平。
应该注意到PE管20的存在还可以向患者24提供另一个水平或层次的安全保护。例如，PE管20还可提供免遭由MRI系统的电容、电感、二极管、高功率电缆以及其他部件的电和/或热击穿(其可以产生高水平热量)产生的烧伤危险的保护。
PE管20可限定图2中示出的MRI系统40的孔42的最里面的径向表面。应该意识到尽管MRI系统40图示为单形态成像系统，各种实施例可采用或用多形态成像系统实现，例如与能够生成图像(特别是人的图像)的另一个系统结合等。此外，各种实施例不限于用于将人类受检者成像的医疗成像系统，而可包括用于将非人类对象、行李等成像的兽医或非医疗系统。
参照图2，MRI系统40包括具有成像单元46(例如，成像扫描仪)的成像部分44，和可包括处理器50或其他计算或控制器装置的处理部分48。特别地，成像单元46使MRI系统40能够扫描对象或患者24来采集图像数据，其可以是该对象或患者24的全部或一部分的图像数据。该成像单元46包括扫描架30，其具有允许图像数据的采集的一个或多个成像部件(例如，扫描架30内的磁体或磁体绕组，以及线圈)。在多形态成像系统中，除用于磁共振成像的磁体外，可提供计算机断层摄影成像的x射线源和检测器，或用于核医疗成像的伽马拍摄装置。这些成像部件产生代表图像数据的信号，该图像数据经由可以是有线或无线的通信链路52传送到该处理部分48。在由该成像单元46的成像扫描期间，扫描架30和安装在其上或其中的这些成像部件可保持静止，或围绕或沿限定通过孔42的检查轴线的旋转中心旋转。患者24可使用例如机动化台架54安置在扫描架30内。
操作中，成像部件中的一个或多个的输出传输到处理部分48，并且反之亦然，其可包括通过控制接口56传输信号到处理器50或从处理器50传输信号。处理器50还可基于用户输入或预定扫描生成用于控制机动化台架54或成像部件的位置的控制信号。在扫描期间，例如来自成像部件的磁共振图像数据等图像数据可经由该控制接口56通过数据接口58传送到处理器50，例如由一个或多个表面线圈(例如，躯干表面线圈阵列)采集的图像数据。
处理器50和用于采集和处理数据的关联硬件和软件可共同称为工作站60。该工作站60包括键盘62，和/或例如鼠标、指针装置等其他输入装置以及显示装置64。该显示装置64显示图像数据，并且如果触摸屏可用的话可从用户接受输入。
图3是根据实施例形成的成像系统的成像部分或扫描仪(例如MRI系统40的成像部分44)的横截面的简化示意图。图4是成像部分44的正视图的简化示意图。应该注意到图3和4没有按比例绘制。如可以看见的，PE管20安装在RF线圈22内或径向内部。真空空间26在RF线圈22(例如，RF体线圈)和PE管20之间形成。在该实施例中，PE管20从成像部分44的RF线圈22以及其他振动部件(例如梯度线圈28)机械去耦合。在一个实施例中，提供安装部件70(例如，安装托架、臂或其他适合的支撑结构)用于安装PE管20或以别的方式将PE管20耦合到成像部分44的无振动部件，其图示为系统磁体72(例如，超导磁体)的一部分，系统磁体72可由支撑元件74(例如，磁体脚)支撑在基底。应该注意到，图3中仅示出两个安装部件70，在PE管20的每侧上一个。然而，可按期望或需要提供另外的安装部件70。如另一个示例，PE管20可直接安装到系统室地板77。
在各种实施例中，PE管20耦合或安装到除RF线圈22外的成像部分44的任何结构。应该注意到，可提供其他安装机构来取得PE管20上低或可忽略的振动水平。可选地，安装部件70可包括悬置或振动吸收元件来进一步减少任何接收的振动或移动。
在各种实施例中PE管20是在RF线圈22内周向延伸的管或腔型结构。PE管可用任何合适的不导电材料形成，例如纤维增强塑料或玻璃等。可选地，PE管20可用噪声吸收或隔绝材料形成、涂覆有该噪声吸收或隔绝材料或用该噪声吸收或隔绝材料来覆层。从而，吸音材料可在存在真空空间26的位点中的任何位点提供。在其他可选实施例中，耐热材料(或另外的安全层)可在PE管20的一个或多个表面上或之上提供。
在一个实施例中，PE管20是气密或密闭性密封结构，其与RF线圈22形成气密腔76，使得可在其间形成真空空间26。从而，在各种实施例中，该腔76限定已经从其中去除了空气或其他气体(如果存在的话)的空间。应该注意到，可形成部分或完全真空空间26。在一个实施例中，提供一个或多个密封件78，其在该实施例中是例如橡胶密封件等软真空空间密封件，其密封该腔76的一个或多个开口或末端。这些密封件78可固定到PE管20使得该腔76内的空气在这之后去除。在一些实施例中，PE管20没有密封，使得没有提供真空空间26。在这些实施例中，PE管20在孔42和RF线圈22之间形成空气腔。
应该注意到，尽管真空空间26a或空气空间在本文中描述为在PE管20和RF线圈22之间形成，PE管20可限定或形成不同的真空空间26或空气空间。例如，可安置PE管20使得真空空间26b或空气空间如在图5中示出的在梯度线圈28和PE管20之间形成。如另一个示例，真空空间26或空气空间可代替包围整个PE管20而在RF线圈22的内径和PE管20的外径之间形成。如再另一个示例，真空空间26c或空气空间可如在图3中示出的在梯度线圈28和RF线圈22之间形成。在该实施例中，可形成真空空间26或空气空间而没有PE管20的物理结构，例如通过例如使用密封件78密封梯度线圈28和RF线圈22之间的空间等。在再另外的实施例中，真空空间26或空气空间可如在图6中示出的在磁体暖孔88和PE管20之间形成。
还应该注意到，可选择或优化PE管20的尺寸和配置(例如，PE管20的长度、形状和/或大小)来增加或最大化真空空间26对向或在孔42内传输并且由患者听见的噪声(例如，振动噪声)的影响。
使用合适机构安装或支撑成像部分44内的各种部件。例如，RF线圈22可使用合适的安装结构80(例如，支撑托架)耦合到梯度线圈28。另外，梯度线圈28同样使用合适的安装结构82安装到磁体72。
预想了改变和修改。例如，形成机动化台架54(例如，在图2中示出的患者台架)的部分并且在孔42内延伸来将患者24(在图2中示出)安置在其中的患者桥或床(cradle)84可关于PE管20维持在适当位置。例如，销子或突出部86可用于将床84维持在孔42内或在孔42内对齐。
从而，如在图7中示出的，在操作中，真空泵90可用于去除空气并且在由PE管20(和可选地其他部件)和密封件78限定的真空空间26内形成低或较低压空间(例如，小于大气压)。如可以看见的，密封件78在该实施例中围绕PE管20和RF线圈22之间的真空空间26的末端周向延伸。然而，如本文描述的，真空或空气空间可在不同的地区或区域中形成。
各种实施例可连同不同类型的MRI系统实现。例如，各种实施例可用在图8中示出的MRI系统100实现。应该意识到尽管系统100图示为单形态成像系统，各种实施例可采用或用多形态成像系统实现。系统100图示为MRI成像系统并且可与不同类型的医疗成像系统或能够生成图像(特别是人的图像)的任何其他系统结合。此外，各种实施例不限于用于将人类受检者成像的医疗成像系统，而可包括用于将非人类对象、行李等成像的兽医或非医疗系统。
参照图8，MRI系统100一般包括成像部分44和可包括处理器或其他计算或控制器装置的处理部分48。MRI系统100在扫描架30内包括超导磁体，例如用线圈(例如，支撑在线圈架的线圈)形成的磁体72。氦贮槽102(其可以是容器并且还称为低温恒温器)环绕该超导磁体72，并且充满液氦。该液氦可用于冷却该超导磁体72的线圈，其包括提供该液氦来冷却如本文更详细描述的管。环绕该氦贮槽102的外表面和该超导磁体72的内表面提供热隔绝104。多个磁性梯度线圈28提供在该超导磁体72内部，并且RF发射线圈(例如RF线圈22)提供在该多个磁性梯度线圈28内。另外，PE管20提供在RF线圈22内(或在如本文描述的其他位点)。
在一些实施例中，RF线圈22可用发射和接收线圈代替。扫描架30内的部件一般形成成像部分44。应该注意到，尽管超导磁体72是圆柱形形状，可以使用磁体的其他形状。
处理部分48一般包括控制器118、主磁场控制120、梯度场控制122、存储器124、显示装置126、发射-接收(T-R)开关128、RF发射器130和接收器132。
在操作中，例如要成像的患者或人体模型等对象的身体在合适的支撑(例如患者台架)上放置在孔42中。超导磁体72产生横过孔42的均匀和静态的主磁场B0。由控制器118经由主磁场控制120控制孔42中并且对应地患者中的电磁场的强度，主磁场控制120还控制到超导磁体72的激励电流的供应。
提供包括一个或多个梯度线圈元件的磁梯度线圈28使得磁梯度可以在三个正交方向x、y和z中的任一个或多个上施加在超导磁体72内的孔42中的磁场Bo上。磁梯度线圈28由梯度场控制122激励并且也由控制器118控制。
可包括多个线圈的RF线圈22设置成发射磁脉冲和/或如果还提供接收线圈元件(例如配置为RF接收线圈的表面线圈等)的话则可选地同时检测来自患者的MR信号。该RF接收线圈可具有任何类型或配置，例如单独的接收表面线圈。该接收表面线圈可以是提供在RF线圈22内的RF线圈阵列。
RF线圈22和接收表面线圈可选地通过T-R开关128分别互连到RF发射器130或接收器132中的一个。RF发射器130和T-R开关128由控制器118控制使得RF场脉冲或信号由RF发射器130生成并且选择性地施加于患者用于在患者中激发磁共振。当向患者施加RF激发脉冲时，还开动T-R开关128来将接收表面线圈从接收器132断开。
施加RF脉冲之后，再次开动T-R开关128来将RF线圈22从RF发射器130断开并且将接收表面线圈连接到接收器132。接收表面线圈操作来检测或感测产生于患者中的激发核的MR信号并且将MR信号传送到接收器132。这些检测的MR信号进而传送到控制器118。控制器118包括处理器(例如，图像重构处理器)，例如其控制MR信号的处理来产生代表患者的图像的信号。
代表图像的处理过的信号还传输到显示装置126来提供图像的视觉显示。具体地，MR信号填充或形成k-space，将其傅立叶变换来获得可视图像。然后代表图像的处理过的信号传输到显示装置126。
从而，各种实施例提供减少传输到或在MRI系统的孔内的声学噪声的低压(或真空)或空气空间。因此，由正被扫描的患者经历的声学噪声是较低的。
要理解，上文的描述意在说明性而非限制性。例如，上文描述的实施例(和/或其的方面)可互相结合使用。另外，可做出许多修改以使特定情况或材料适应各种实施例的教导而没有偏离它们的范围。然而本文描述的材料的尺寸和类型意在限定各种实施例的参数，它们绝不是限制性的而仅仅是示范性的。当回顾上文的描述时，许多其他的实施例对于本领域内技术人员将是明显的。各种实施例的范围因此应该参照附上的权利要求与这样的权利要求拥有的等同物的全范围而确定。在附上的权利要求中，术语“包含”和“在...中”用作相应术语“包括”和“其中”的易懂语的等同物。此外，在下列权利要求中，术语“第一”、“第二”和“第三”等仅仅用作标签，并且不意在对它们的对象施加数值要求。此外，下列权利要求的限制没有采用部件加功能格式书写并且不意在基于35U.S.C§112的第六段解释，除非并且直到这样的权利要求限定明确地使用后跟功能描述而无其他结构的短语“用于...的部件”。
该书面描述使用示例来公开各种实施例，其包括最佳模式，并且还使本领域内技术人员能够实践各种实施例，包括制作和使用任何装置或系统和进行任何包含的方法。各种实施例的专利范围由权利要求限定，并且可包括本领域内技术人员想到的其他示例。这样的其他示例如果其具有不与权利要求的书面语言不同的结构元件，或者如果其包括与权利要求的书面语言无实质区别的等同结构元件则意在权利要求的范围内。
部件列表
 20   PE管   22   RF线圈
 24   患者   26   真空空间
 28   梯度线圈   30   扫描架
 40   MRI系统   42   孔
 43   径向表面   44   成像部分
 46   成像单元   48   处理部分
 50   处理器   52   通信链路
 54   机动化台架   56   控制接口
 58   数据接口   60   工作站
 62   键盘   64   显示装置
 70   安装部件   72   超导磁体
 74   支撑元件   76   腔
 77   系统室地板   78   密封件
 80   安装结构   82   安装结构
 84   床   86   突出部
 88   磁体暖孔   90   真空泵
 100   MRI系统   102   氦贮槽
 104   热隔绝   118   控制器
 120   主磁场控制   122   梯度场控制
  124   存储器   126   显示装置
  128   T-R开关   130   RF发射器
  132   接收器

Claims (10)

1.一种磁共振成像(MRI)系统(40)，其包括：
扫描架(30)，其具有通过其的孔；
由所述扫描架支撑的用于将所述孔内的对象成像的至少一个射频RF线圈(22)；以及
所述至少一个RF线圈和所述孔之间的真空空间(26)。
2.如权利要求1所述的MRI系统(40)，其进一步包括形成所述真空空间的患者围护(PE)管(20)。
3.如权利要求2所述的MRI系统(40)，其中所述PE管(20)从所述至少一个RF线圈(22)机械去耦合，并且进一步包括将所述PE管安装到所述扫描架(30)内的无振动部件的安装部件(70)。
4.如权利要求2所述的MRI系统(40)，其中所述真空空间(26)在所述至少一个RF线圈(22)的内径和所述PE管(20)的外径之间形成。
5.如权利要求2所述的MRI系统(40)，其中所述真空空间(26)在所述扫描架(30)内的所述PE管(20)和至少一个梯度线圈(28)之间形成。
6.如权利要求2所述的MRI系统(40)，其中所述真空空间(26)在所述扫描架(30)内的所述PE管(20)和磁体暖孔(80)之间形成。
7.如权利要求2所述的MRI系统(40)，其中所述对象是患者(24)并且进一步包括安装在所述PE管内部的患者桥(84)。
8.如权利要求1所述的MRI系统(40)，其中所述真空空间(26)在所述扫描架(30)内的所述至少一个RF线圈(22)和梯度线圈(28)之间形成。
9.如权利要求1所述的MRI系统(40)，其中所述PE管(20)安装在所述至少一个RF线圈(22)径向内部来限定离所述对象最近的表面。
10.如权利要求1所述的MRI系统(40)，进一步包括耦合到所述真空空间(26)的开口的软真空密封件(78)。
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113075602A (zh) * 2020-01-06 2021-07-06 通用电气公司 低声学噪声磁共振图像采集
WO2023159864A1 (zh) * 2022-02-28 2023-08-31 合肥泽璞医疗系统有限公司 磁共振设备

Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2012096380A1 (ja) * 2011-01-13 2012-07-19 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
JP6188347B2 (ja) * 2012-02-22 2017-08-30 東芝メディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔ装置
US9846207B2 (en) 2012-04-30 2017-12-19 Children's Hospital Medical Center Acoustic noise reducing RF coil for magnetic resonance imaging
JP6472673B2 (ja) * 2015-01-28 2019-02-20 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1179540A (zh) * 1996-08-13 1998-04-22 通用电气公司 低噪声磁共振成像扫描设备
CN1409124A (zh) * 2001-09-27 2003-04-09 西门子公司 通过机械振动的减振降低噪声的核自旋断层造影装置
US20100231215A1 (en) * 2009-03-10 2010-09-16 Qiyuan Ma Superconductor Magnetic Resonance Imaging System and Method (SUPER-MRI)

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5278502A (en) * 1991-09-13 1994-01-11 General Electric Company Refrigerated superconducting MR magnet with integrated cryogenic gradient coils
GB2278685B (en) 1993-05-27 1997-07-30 Elscint Ltd Superconducting magnet
US6252404B1 (en) * 1999-08-18 2001-06-26 General Electric Company Reduced noise RF coil apparatus for MR imaging system
US6567685B2 (en) * 2000-01-21 2003-05-20 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus
US6437568B1 (en) * 2000-10-02 2002-08-20 General Electric Company Low noise MRI scanner
DE10049414C2 (de) * 2000-10-05 2002-09-26 Siemens Ag Magnetresonanzgerät mit einer Schallisolierung
AU2003223037A1 (en) * 2002-05-08 2003-11-11 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance imaging apparatus with reduced noise production
US20050025797A1 (en) 2003-04-08 2005-02-03 Xingwu Wang Medical device with low magnetic susceptibility
US20070010702A1 (en) 2003-04-08 2007-01-11 Xingwu Wang Medical device with low magnetic susceptibility
US20050107870A1 (en) 2003-04-08 2005-05-19 Xingwu Wang Medical device with multiple coating layers
US20040254419A1 (en) 2003-04-08 2004-12-16 Xingwu Wang Therapeutic assembly
US20050079132A1 (en) 2003-04-08 2005-04-14 Xingwu Wang Medical device with low magnetic susceptibility
US6812705B1 (en) * 2003-12-05 2004-11-02 General Electric Company Coolant cooled RF body coil
JP2010005198A (ja) * 2008-06-27 2010-01-14 Toshiba Corp ポンプシステムおよび磁気共鳴診断装置
FR2944877B1 (fr) * 2009-04-27 2011-07-01 Commissariat Energie Atomique Systeme d'imagerie par rmn a pertes cryogeniques et bruit acoustique reduits.

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1179540A (zh) * 1996-08-13 1998-04-22 通用电气公司 低噪声磁共振成像扫描设备
CN1409124A (zh) * 2001-09-27 2003-04-09 西门子公司 通过机械振动的减振降低噪声的核自旋断层造影装置
US20100231215A1 (en) * 2009-03-10 2010-09-16 Qiyuan Ma Superconductor Magnetic Resonance Imaging System and Method (SUPER-MRI)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113075602A (zh) * 2020-01-06 2021-07-06 通用电气公司 低声学噪声磁共振图像采集
WO2023159864A1 (zh) * 2022-02-28 2023-08-31 合肥泽璞医疗系统有限公司 磁共振设备

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