CN105629248B - 自适应复合成像方法 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种自适应复合成像方法,该方法包括:采用Nθ个偏转角做合成孔径序列波束形成得到Nθ幅图像;其中,Nθ个偏转角包括零度偏转角,且每个偏转角度与每幅图像一一对应;计算Nθ幅图像与零度偏转角图像的互相关系数;将Nθ幅图像以对应的互相关系数为权值加权相加得到复合后的图像。本发明通过合成孔径序列波束形成自适应复合成像,提高图像的分辨率和对比度。
Description
技术领域
本发明涉及超声成像方法,尤其涉及一种自适应复合成像方法。
背景技术
医学上超声成像可用于定位和分类囊肿、病变等,因此B模式图像的空间分辨率和对比度是医学上超声成像的重要技术指标。
医学超声成像可用于定位和分类囊肿、病变等,因此B模式图像的空间分辨率和对比度是医学超声成像的重要技术指标。
合成发射孔径成像可以实现对发射和接收都实现动态聚焦,因此可以获得高分辨率,但是其实现复杂度较高,而合成孔径序列波束形成(SASB)方法可以用获得较高的横向分辨率同时大大降低实现复杂度。合成孔径序列波束形成方法由于不需要存储和传输大量的RF线数据,其实现复杂度较合成发射孔径方法大大降低。
合成孔径序列波束形成方法可以有效降低系统实现复杂度,并且具有较高的空间分辨率,但是该方法的成像对比度还需要进一步提高。
空间复合成像是一种比较成功的提高医学超声图像对比度的方法,因为不同位置处的图像之间具有不同的噪声,但是具有相同的特征信息,所以空间复合可以消除噪声提高图像信噪比。但是传统的基于动态接收聚焦方法的空间角度复合成像的图像分辨率有待于进一步提高。
发明内容
本发明的目的是为了解决现有技术存在的医学超声成像的图像需要同时获得高空间分辨率和对比度的问题,提出了一种自适应复合成像方法。
为实现上述目的,本发明提供了一种复合成像方法,该方法包括以下步骤:
采用Nθ个偏转角做合成孔径序列波束形成得到Nθ幅图像;其中,Nθ个偏转角包括零度偏转角,且每个偏转角度与每幅图像一一对应;
计算Nθ幅图像与零度偏转角图像的互相关系数;
将Nθ幅图像以对应的互相关系数为权值加权相加得到复合后的图像。
优选地,采用Nθ个偏转角做合成孔径序列波束形成得到Nθ幅图像;其中,Nθ个偏转角包括零度偏转角,且每个偏转角度与每幅图像一一对应的步骤包括:第一阶段波束形成和第二阶段波束形成。
优选地,第一阶段波束形成的步骤包括:
采用阵列中的第1到N1个阵元以VS1θ为焦点发射信号,且对阵元所接收的信号以VS1θ为焦点进行波束形成,得到第1条扫描线L1θ;
采用阵列中的第2到N1+1个阵元以VS2θ为焦点发射信号,且对阵元所接收的信号以VS2θ为焦点进行波束形成,得到第2条扫描线L2θ;
依次重复上述处理,直至得到第N-N1+1条扫描线LN-N1+1θ;
其中,VS1θ,VS2θ,……,VSN-N1+1θ称为第一阶段虚拟源;其中,第一阶段虚拟源的坐标为[xi+Zv·tan(θ),0,Zv]。
优选地,第二阶段波束形成的步骤包括:
计算点P(xi,z)进行第二阶段波束形成的第二阶段虚拟源;
计算第二阶段虚拟源对应的第一阶段波束形成的扫描线的时延;
按照时延加权相加得到P(xi,z)对应的值。
依次重复上述处理,直至得到N-N1+1条扫描线HN-N1+1θ;其中,点P(xi,z)的纵坐标z∈[0,D],D为数据源成像深度。
优选地,其特征在于,计算xi的公式为:
xi=-[(Nθ-N1)/2+(i-1)]*dx
其中,dx为阵元之间的间距,Nθ为偏转角度的个数,N1为发射阵元的个数。
优选地,计算点P(xi,z)进行第二阶段波束形成的第二阶段虚拟源的步骤包括:
通过比较z和Zv的值;
当z>=Zv,计算X1=(z-Zv)·[LA/2-Zv·tan(θ)]/Zv和X2=(z-Zv)·[LA/2+Zv·tan(θ)]/Zv;
当z<Zv,计算X1=(z-Zv)·[LA/2+Zv·tan(θ)]/Zv和X2=(z-Zv)·[LA/2-Zv·tan(θ)]/Zv,所有横坐标在[X1,X2]区间内的第一阶段虚拟源为第二阶段虚拟源。
优选地,时延公式为:
td(j)=2(Zv±|PVSjθ|)/c
其中,j为第二阶段虚拟源的下标,Zv为虚拟源深度,|PVSjθ|为点P(xi,z)到第二阶段虚拟源VSjθ的距离,+号表示点P(xi,z)深度大于Zv,-号表示点P(xi,z)点深度小于Zv,c为声速。
优选地,时延加权相加的公式为:
其中,k∈{j|VSjθ为点P(xi,z)第二阶段波束形成的虚拟源},Lkθ(td(k))表示第一阶段波束形成的扫描线Lkθ上延时td(k)对应的值,w为加权函数,其值随深度z和扫描线的水平位置xi而改变。
优选地,第二阶段波束形成的扫描线的分辨率高于第一阶段波束形成的扫描线的分辨率。
优选地,Nθ幅图像对应的互相关系数为权值相加得到复合后的图像,其具体的公式为:
其中Gj为第j个角度的图像,cj为Gj与0度偏转角度合成孔径序列波束得到对应图像的互相关系数。
本发明通过合成孔径序列波束形成自适应复合成像,提高图像的分辨率和对比度。
附图说明
为了更清楚地说明本发明实施例中的技术方案,下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍,显而易见地,下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例,对于本领域普通技术人员来讲,在不付出创造性劳动性的前提下,还可以根据这些附图获得其他的附图。
图1为本发明实施例提供的一种自适应复合成像方法的流程图;
图2为图1中第一阶段扫面线形成的流程图;
图3为图2的第一阶段波束形成的结构示意图;
图4为图1中第二阶段波束形成的流程图;
图5为图4的第二阶段波束形成的结构示意图。
具体实施方式
下面通过附图和实施例,对本发明的技术方案做进一步的详细描述。
图1为本发明实施例提供的一种复合成像方法的流程图。如图1所示,复合成像方法的步骤包括:
步骤S100:采用Nθ个偏转角做合成孔径波束形成后进行包络检测得到Nθ幅图像,其中Nθ个偏转角度中一定包含零度,且每个偏转角度与每幅图像一一对应;
步骤S110:分别计算Nθ幅图像与偏转0角度图像的互相关系数;
步骤S120:将Nθ幅图像以其与零度偏转角图像的互相关系数为权值加权相加得到复合后的图像。。
需要说明的是,自适应复合成像的阵元数量N可以是64,128,192,256等,每次发射阵元数量N1一定小于等于N,一般为N/2,N/4等。在本发明实施例中是以128个阵元,每次发射阵元数量N1为64,LA=dx*N1,其中dx为阵元间距。
本发明实施例中虚拟源为64个,阵元间距和虚拟源间距为0.36mm,虚拟源深度为23mm,依次进行偏转角度为θ=-6~6度,角度间隔1度为例。
与本发明密切相关的两个关键参数是虚拟源深度Zv和偏转角数量Nθ及具体的偏转角度。在本发明实施例中Zv通常取值为[LA,2LA],但不限于上述范围。自适应复合成像过程中理论上偏转角度的选取原则是:
θi=iλ/LA,i=-N1/2,……,N1/2-1,
其中,N1为每次发射阵元的个数。
但实际操作中,受到阵列偏转角度控制方面的制约,可能无法实现大的角度偏转,所以本发明实施例中一般采用的偏转角度为:
θi=iλ/LA,i=-N1/8,……,N1/8。
图1中的步骤具体为:
(1)分别采用偏转角度-6度,-5度,-4度,-3度,-2度,-1度,0度,1度,2度,3度,4度,5度,6度,做合成孔径序列波束得到图像为G-6,G-5,G-4,G-3,G-2,G-1,G0,G1,G2,G3,G4,G5,G6;
(2)分别计算图像G-6,G-5,G-4,G-3,G-2,G-1,G1,G2,G3,G4,G5,G6图像G0的互相关系数c-6,c-5,c-4,c-3,c-2,c-1,c1,c2,c3,c4,c5,c6;
(3)G-6,G-5,G-4,G-3,G-2,G-1,G0,G1,G2,G3,G4,G5,G6分别以c-6,c-5,c-4,c-3,c-2,c-1,1,c1,c2,c3,c4,c5,c6为权值加权相加得到复合后的图像。
具体地,合成孔径成像步骤包括第一阶段波束形成和第二阶段波束形成;其中,第二阶段波束形成得到的扫面线的分辨率高于第一阶段波束形成得到的扫描线的分辨率。
具体地,G-6,G-5,……,G-1,G0,G1,……,G5,G6分别以c-6,c-5,……,c-1,1,c1,……,c5,c6为权值加权相加得到复合后的图像,其具体的公式为:
其中Gj为第j个角度的图像,cj为Gj与0度偏转角度合成孔径序列波束得到对应图像的互相关系数。
需要说明的是,通过采用不同的偏转角度做合成孔径序列波束形成,提高了图像的分辨率;通过将非零偏转角形成的图像与零度角为偏转角形成的图像进行求互相关系数,与零度偏转角形成的图像的互相关系数越接近,则相应的偏转角形成的图像权值越大,反之,相应偏转角形成的图像的权值越小,达到自适应调整的目的;所有偏转角的图像以相应互相关系数为权值加权相加得到复合后的图像,提高了图像的对比度。
图2为图1中第一阶段波束形成的流程图。如图2所示,第一阶段波束形成的步骤包括:
步骤200:采用阵列中的第1到第64个阵元发射信号,发射焦点为VS1θ由阵列中的第1到第64个阵元接收信号,对各个阵元所接收的信号进行波束形成,接收焦点也为VS1θ,得到第1条低分辨率扫描线L1θ;
步骤210:采用阵列中的第2到第65个阵元发射信号,发射焦点为VS2θ,由阵列中的第2到第65个阵元接收信号,对各个阵元所接收的信号进行波束形成,接收焦点也为VS2θ,得到第2条低分辨率扫描线L2θ;
步骤220:依次重复上述步骤,直至采用阵列中的第65到第128个阵元发射信号,发射焦点为VS65θ,由阵列中的第65到第128个阵元接收信号,对各个阵元所接收的信号进行波束形成,接收焦点也为VS65θ,得到第65条低分辨率扫描线L65θ。
其中,VS1θ,VS2θ,……,VS65θ称为第一阶段虚拟源;其中,第一阶段虚拟源的坐标为[xi+Zv·tan(θ),0,Zv];其中,xi=-[(Nθ-N1)/2+(i-1)]*dx,dx为阵元之间的间距,Nθ为偏转角度的个数,N1为每次发射和接收阵元的个数。
需要说明的是,第一阶段波束形成即为采用发射接收单焦点且焦点相同的线性扫描方式得到低分辨率扫描线。
图4为图1中第二阶段波束形成的流程图。如图4所示,第二阶段波束形成的步骤包括:
步骤S300:计算点P(xi,z)进行第二阶段波束形成的第二阶段虚拟源;
点P(xi,z)的选取确定了第i条高分辨率扫描线成像的位置,其横坐标xi=-[(Nθ-N1)/2+(i-1)]*dx,dx为阵元之间的间距,Nθ为偏转角度的个数,N1为每次发射和接收阵元的个数,纵坐标z∈[0,15cm]。
选择第二阶段波束形成的第二阶段虚拟源是通过比较纵坐标z和虚拟源深度Zv的值来选取的;
如果z>=Zv,计算
X1=(z-Zv)·[LA/2-Zv·tan(θ)]/Zv和X2=(z-Zv)·[LA/2+Zv·tan(θ)]/Zv;
如果z<Zv,计算
X1=(z-Zv)·[LA/2+Zv·tan(θ)]/Zv和X2=(z-Zv)·[LA/2-Zv·tan(θ)]/Zv;
所有在第一阶段产生的虚拟源,其横坐标在[X1,X2]区间内的被选为第二阶段虚拟源。
步骤S310:计算第二阶段虚拟源对应的低分辨率扫描线的时延;
步骤S310是通过时延的方式将第二阶段虚拟源对应的低分辨率扫描线进行波束汇聚,达到波束聚焦的目的。
步骤S320:按照上述时延加权相加得到点P(xi,z)对应的值。
将步骤310的时延,通过加权相加的方式汇聚成点P(xi,z)对应的值,。
每一次在第i条高分辨率扫描线选取一个点,都需要重复步骤20、步骤S21和步骤S22;进行逐点聚焦,形成第i条高分辨率扫描线。具体在第i条高分辨率扫描线选取多少个点,则是根据实际成像的需要。
上述操作是怎样形成一条高分辨率的过程,只要重复上述操作,会形成第一条高分辨率扫描线H1θ,第二条高分辨率扫描线H2θ,……,直至得到第N-N1+1条高分辨率扫描线HN-N1+1θ,完成第二阶段波束形成。
具体地,时延的公式为:
td(j)=2(Zv±|PVSjθ|)/c
其中,j为第二阶段虚拟源的下标,Zv为虚拟源深度,|PVSjθ|为参考点P点到虚拟源VSjθ的距离,+号表示P点深度大于Zv,-号表示P点深度小于Zv,c为声速。
在图5(a),参考点的深度是大于虚拟源的深度;在图5(b),参考点的深度是小于虚拟源的深度。
具体地,时延加权相加的公式为
其中,k∈{j|VSjθ为点P(xi,z)第二阶段波束形成的虚拟源},Lkθ(td(k))表示低分辨率扫描线Lkθ上延时td(k)对应的值,w为加权函数,其值随深度z和xi而改变。
需要说明的是,在形成第一条高分辨率扫描线的时候,需要选定其上每个点的位置选择部分第一阶段虚拟源作为第二阶段虚拟源,并参加第二阶段波束形成,通过时延公式计算第二阶段虚拟源对应的低分辨率扫描线的时延,再按时延加权相加得到高分辨率扫描线上每个点的值;重复上述处理,会形成一定数目的高分辨率扫描线,完成第二阶段波束形成。
图2中和图3的差别在于,图2中只是针对一个点(虚拟源)进行聚焦形成一条低分辨率扫描线,也就是说,低分辨率扫描线上其他的点并没有进行聚焦,所以为低分辨率扫描线;而图3中则是则是针对高分辨扫描线上的每个点都进行聚焦,提高了图像的分辨率。
本发明通过合成孔径序列波束形成自适应复合成像,提高图像的分辨率和对比度。
以上所述的具体实施方式,对本发明的目的、技术方案和有益效果进行了进一步详细说明,所应理解的是,以上所述仅为本发明的具体实施方式而已,并不用于限定本发明的保护范围,凡在本发明的精神和原则之内,所做的任何修改、等同替换、改进等,均应包含在本发明的保护范围之内。
Claims (10)
1.自适应复合成像方法,其特征在于,所述方法包括以下步骤:
采用Nθ个偏转角做合成孔径序列波束形成得到Nθ幅图像;其中,所述Nθ个偏转角包括零度偏转角,且每个偏转角度与每幅图像一一对应;
计算所述Nθ幅图像与所述零度偏转角图像的互相关系数;
将所述Nθ幅图像以对应的所述互相关系数为权值加权相加得到复合后的图像。
2.根据权利要求1所述的方法,其特征在于,采用Nθ个偏转角做合成孔径序列波束形成得到Nθ幅图像;其中,所述Nθ个偏转角包括零度偏转角,且每个偏转角度与每幅图像一一对应的步骤包括:第一阶段波束形成和第二阶段波束形成。
3.根据权利要求2所述的方法,其特征在于,所述第一阶段波束形成的步骤包括:
采用阵列中的第1到N1个阵元以为焦点发射信号,且对所述阵元所接收的信号以所述为焦点进行波束形成,得到第1条扫描线
采用所述阵列中的第2到N1+1个所述阵元以为焦点发射信号,且对所述阵元所接收的信号以所述为焦点进行波束形成,得到第2条扫描线
依次重复上述处理,直至得到第N-N1+1条扫描线
其中,称为第一阶段虚拟源;其中,所述第一阶段虚拟源的坐标为[xi+Zv·tan(θ),0,Zv],xi为所述第一阶段虚拟源的横向位置坐标,i∈[1,N-N1+1],N为所述阵列的阵元总数,Zv为所述第一阶段虚拟源的深度位置坐标,θ为偏转角度。
4.根据权利要求2所述的方法,其特征在于,所述第二阶段波束形成的步骤包括:
计算点P(xi,z)进行所述第二阶段波束形成的第二阶段虚拟源,其中xi为第一阶段虚拟源的横向位置坐标,i∈[1,N-N1+1];
计算所述第二阶段虚拟源对应的所述第一阶段波束形成的扫描线的时延;
按照所述时延加权相加得到所述P(xi,z)对应的值;
依次重复上述处理,直至得到N-N1+1条扫描线其中,所述点P(xi,z)的纵坐标z∈[0,D],D为数据源成像深度,N为阵列的阵元总数,N1为发射阵元的个数。
5.根据权利要求3或4所述的方法,其特征在于,计算所述xi的公式为:
xi=-[(Nθ-N1)/2+(i-1)]*dx
其中,dx为阵元之间的间距,Nθ为偏转角度的个数,N1为发射阵元的个数。
6.根据权利要求4所述的方法,其特征在于,所述计算点P(xi,z)进行所述第二阶段波束形成的第二阶段虚拟源的步骤包括:
通过比较z和Zv的值;
当z>=Zv,计算X1=(z-Zv)·[LA/2-Zv·tan(θ)]/Zv和X2=(z-Zv)·[LA/2+Zv·tan(θ)]/Zv;
当z<Zv,计算X1=(z-Zv)·[LA/2+Zv·tan(θ)]/Zv和X2=(z-Zv)·[LA/2-Zv·tan(θ)]/Zv,所有横坐标在[X1,X2]区间内的第一阶段虚拟源为所述第二阶段虚拟源,其中LA为所述阵列中N1个阵元的长度,θ为偏转角度,Zv为所述第一阶段虚拟源的深度位置坐标。
7.根据权利要求4所述的方法,其特征在于,所述时延公式为:
td(j)=2(Zv±|PVSjθ|)/c
其中,j为第二阶段虚拟源的下标,Zv为所述第一阶段虚拟源的深度位置坐标,|PVSjθ|为点P(xi,z)到第二阶段虚拟源VSjθ的距离,+号表示点P(xi,z)深度大于Zv,-号表示点P(xi,z)点深度小于Zv,c为声速。
8.根据权利要求4所述的方法,其特征在于,所述时延加权相加的公式为:
<mrow>
<msub>
<mi>H</mi>
<mrow>
<mi>i</mi>
<mi>&theta;</mi>
</mrow>
</msub>
<mrow>
<mo>(</mo>
<msub>
<mi>x</mi>
<mi>i</mi>
</msub>
<mo>,</mo>
<mi>z</mi>
<mo>)</mo>
</mrow>
<mo>=</mo>
<munder>
<mo>&Sigma;</mo>
<mi>k</mi>
</munder>
<mi>w</mi>
<mrow>
<mo>(</mo>
<mi>k</mi>
<mo>,</mo>
<mi>z</mi>
<mo>)</mo>
</mrow>
<msub>
<mi>L</mi>
<mrow>
<mi>k</mi>
<mi>&theta;</mi>
</mrow>
</msub>
<mrow>
<mo>(</mo>
<msub>
<mi>t</mi>
<mi>d</mi>
</msub>
<mo>(</mo>
<mi>k</mi>
<mo>)</mo>
<mo>)</mo>
</mrow>
</mrow>
其中,k∈{j|VSjθ为点P(xi,z)第二阶段波束形成的虚拟源},j为所述第二阶段虚拟源的下标,表示第一阶段波束形成的扫描线上延时td(k)对应的值,w为加权函数,其值随所述点P(xi,z)的纵坐标z和xi而改变。
9.根据权利要求2所述的方法,其特征在于,所述第二阶段波束形成的扫描线的分辨率高于第一阶段波束形成的扫描线的分辨率。
10.根据权利要求1所述的方法,其特征在于,所述Nθ幅图像对应的所述互相关系数为权值相加得到复合后的图像,其具体的公式为:
<mrow>
<msub>
<mi>G</mi>
<mi>c</mi>
</msub>
<mo>=</mo>
<munderover>
<mo>&Sigma;</mo>
<mrow>
<mi>j</mi>
<mo>=</mo>
<mn>1</mn>
</mrow>
<msub>
<mi>N</mi>
<mi>&theta;</mi>
</msub>
</munderover>
<msub>
<mi>c</mi>
<mi>j</mi>
</msub>
<msub>
<mi>G</mi>
<mi>j</mi>
</msub>
</mrow>
其中Gj为第j个角度的图像,cj为Gj与0度偏转角度合成孔径序列波束得到对应图像的互相关系数。
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Citations (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US20070232914A1 (en) * | 2005-12-07 | 2007-10-04 | Siemens Corporate Research, Inc. | System and Method For Adaptive Spatial Compounding For Ultrasound Imaging |
CN101238992A (zh) * | 2008-02-01 | 2008-08-13 | 哈尔滨工业大学 | 基于相关性分析的超声成像系统自适应波束形成器 |
CN101617946A (zh) * | 2008-07-04 | 2010-01-06 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 用于超声成像的空间复合方法与装置以及超声成像系统 |
CN101683274A (zh) * | 2008-09-25 | 2010-03-31 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 偏转凸阵数字扫描变换和凸阵空间复合的方法及成像系统 |
CN102727256A (zh) * | 2012-07-23 | 2012-10-17 | 重庆博恩富克医疗设备有限公司 | 基于虚拟阵元的双聚焦波束合成方法及装置 |
US20140066768A1 (en) * | 2012-08-30 | 2014-03-06 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Frequency Distribution in Harmonic Ultrasound Imaging |
CN104020463A (zh) * | 2014-06-18 | 2014-09-03 | 中国科学院声学研究所 | 合成孔径超声成像运动补偿方法 |
CN104814763A (zh) * | 2015-04-30 | 2015-08-05 | 武汉超信电子工程有限公司 | 一种医学超声成像的空间复合成像方法 |
-
2015
- 2015-12-30 CN CN201511023742.7A patent/CN105629248B/zh not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US20070232914A1 (en) * | 2005-12-07 | 2007-10-04 | Siemens Corporate Research, Inc. | System and Method For Adaptive Spatial Compounding For Ultrasound Imaging |
CN101238992A (zh) * | 2008-02-01 | 2008-08-13 | 哈尔滨工业大学 | 基于相关性分析的超声成像系统自适应波束形成器 |
CN101617946A (zh) * | 2008-07-04 | 2010-01-06 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 用于超声成像的空间复合方法与装置以及超声成像系统 |
CN101683274A (zh) * | 2008-09-25 | 2010-03-31 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 偏转凸阵数字扫描变换和凸阵空间复合的方法及成像系统 |
CN102727256A (zh) * | 2012-07-23 | 2012-10-17 | 重庆博恩富克医疗设备有限公司 | 基于虚拟阵元的双聚焦波束合成方法及装置 |
US20140066768A1 (en) * | 2012-08-30 | 2014-03-06 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Frequency Distribution in Harmonic Ultrasound Imaging |
CN104020463A (zh) * | 2014-06-18 | 2014-09-03 | 中国科学院声学研究所 | 合成孔径超声成像运动补偿方法 |
CN104814763A (zh) * | 2015-04-30 | 2015-08-05 | 武汉超信电子工程有限公司 | 一种医学超声成像的空间复合成像方法 |
Non-Patent Citations (1)
Title |
---|
合成孔径序列波束形成复合成像方法;孟晓辉等;《中国声学学会第十一届青年学术会议》;20151015;第304-307页 * |
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