CN202777455U - 一种高聚焦性多通道经颅直流电刺激装置 - Google Patents

Abstract

本实用新型公开了一种高聚焦性多通道经颅直流电刺激装置，包括tDCS电极阵列、电源与控制单元；其中，tDCS电极阵列为基于10-20国际电极放置法在头颅表面设置的多通道的圆形导电电极，该电极阵列中各通道电极与电源之间分别通过独立的控制单元连接，各通道电极极性以及电流强度由这些独立的控制单元分别控制；tDCS电极阵列集成为电极帽形式，采用导电膏作为tDCS电极阵列与皮肤之间的介质。

Description

一种高聚焦性多通道经颅直流电刺激装置

技术领域

本实用新型属于生物医学技术，特别涉及到一种新型经颅直流电刺激装置。

背景技术

    经颅直流电刺激（transcranial direct current stimulation，tDCS）是一种非侵入性调节大脑皮层兴奋性的方法。在国外，系统研究tDCS始于20世纪60年代，随着最近对中枢神经系统的功能和病理的了解增加，tDCS在最近几年再度成为研究热点。tDCS将一对大小25-35 cm2 的方形正负电极贴附于头颅表皮并导入10-20 分钟的1-2 mA微弱直流电流，tDCS的电流流动从正极到负极，一部分电流通过头皮，一部分通过大脑，通过刺激大脑皮层，调节大脑皮层兴奋性，研究显示tDCS正极下方脑区被激活，负极下方被抑制。目前，tDCS主要应用于认知科学和脑科学，同时在临床医学中应用于各种神经、精神疾病的诊断与治疗。

    现有的tDCS系统在在下列方面存在不足之处：

a)  现有的tDCS系统的电极的面积较大，一般为25-35 cm2的正方形电极。这样尺寸的电极决定被刺激的脑区面积也在25-35 cm2左右。当希望精确刺激某个微小面积的脑区时，必然无法避免地同时刺激了目标脑区周边的脑区。

b)  由于正负电极对于其下方的脑区的作用是相反的，这就使得当希望用正极去激活某一个脑区时，却会不可避免地造成负极下方的另一个脑区被抑制，而这种抑制作用对实验结果将造成难以控制的影响。

c)  现有的tDCS系统均无法精确定位tDCS刺激的脑区位置。目前绝大多数tDCS研究是利用10-20国际电极放置法来放置tDCS电极。10-20国际电极放置法是基于头颅表面尺寸来标定电极位置，这种定位方法与大脑脑区没有精确的对应关系，因此，现有tDCS系统虽然可以定位tDCS电极位置，但均无法准确定位tDCS刺激的脑区位置。

d)  现有的tDCS系统多为单通道，无法在全头范围内实现高空间聚焦性的多通道刺激。目前一些tDCS制造商已经开发了多通道tDCS初级产品。如德国Neuro Conn公司的最新产品DC-STIMULATOR MC最大可达16通道。美国Soterix医疗公司的4X1-C2 tDCS具有2通道刺激能力。但上述产品在实际中都未被广泛使用，根本原因在于其设计原理只是简单地将单通道进行数量上的扩容。原本单通道tDCS就存在着空间聚焦性较差的缺点，多通道tDCS由于电极数目的增加和相对位置的复杂化，各组电极之间的合成效应必然会造成tDCS电流的走向、强度、分布的复杂化，从而使得空间聚焦性更加恶化。

e)  现有的tDCS系统中电极的极性和电流强度均为固定值，无法通过对刺激参数进行优化配置来产生复杂的刺激模式。

发明内容

本实用新型的目的在于为了解决现有tDCS系统具有的覆盖范围小、聚焦性差、通道数少、无法定制复杂刺激等缺点，本实用新型提出一种全新的tDCS系统，该系统包括tDCS刺激装置和控制方法。本实用新型方案可以根据用户指定的刺激位置和类型，完成各通道刺激参数的自动优化，并最终生成满足用户要求的刺激。本方案提出的tDCS系统具有覆盖全头、高聚焦性、多通道等优点，其刺激定位准确，并可定制复杂刺激。

实现本实用新型目的的技术解决方案为：一种高聚焦性多通道经颅直流电刺激装置，包括tDCS电极阵列、电源与控制单元；其中，tDCS电极阵列为基于10-20国际电极放置法在头颅表面设置的多通道的圆形导电电极，该电极阵列中各通道电极与电源之间分别通过独立的控制单元连接，各通道电极极性以及电流强度由这些独立的控制单元分别控制；tDCS电极阵列集成为电极帽形式，采用导电膏作为tDCS电极阵列与皮肤之间的介质。所述电源为直流电电源，输出电压范围为±5 V，输出电流强度范围为±5000 μA。所述控制单元用于控制电极的极性和电流强度。

有益效果：本实用新型方案提出了高聚焦性多通道tDCS系统的新型设计理论和方法。相比较现有的tDCS系统，本方案具有以下的特色与优势：

1） 提供了实施复杂刺激的可能性

相比较现有的单通道tDCS只能在正极下方产生兴奋，负极下方产生抑制的单一刺激模式，本方案为用户提供了实施多点，多类型复杂刺激的可能性，可以实现用户定制刺激，将极大地拓展tDCS的研究手段。

2） 可以实现tDCS精确定位和受试者特定刺激

现有的tDCS研究都未曾结合受试者的头颅影像实施精确刺激，本方案将受试者头颅MRI图像和tDCS阵列实施配准，为精确定位tDCS刺激提供了可能。同时，MRI图像可以反映受试者大脑的多种信息（形态、病灶点等），基于这些信息合理指定刺激位置和类型，可以实现受试者特定刺激，可以极大地提高tDCS刺激的针对性和精确性。

3） 可以实现高聚焦性刺激

本方案利用tDCS电极参数优化生成刺激，使刺激位置与用户根据MRI图像预先设定的刺激位置吻合，相比较现有的tDCS系统，本方案可以极大地提高聚焦性。此外，本方案的tDCS电极面积较现有tDCS系统大大缩小，这也有助于提高聚焦性能。

4）可以减少边界效应和不良反应

现有的tDCS系统中使用的方形电极会在四角出现较强的边界效应，本方案中采用的圆形电极可以降低边界效应。同时由于电极面积减少和电流强度的减弱，可以降低皮肤的不良反应。

5）可以与EEG结合升级为tDCS-EEG联合系统

对脑区实施tDCS后利用脑波（EEG）检测脑功能以及脑功能连接随之发生变化，是一种新兴的研究方法。tDCS电极导入∕出的是直流电，而EEG采集的则是交流信号。将tDCS和EEG电极合二为一，实施tDCS刺激的同时采集EEG信号，从信号处理角度完全可行。本方案中tDCS电极按照EEG 10-20国际电极放置法分布，保证了与EEG的匹配性。因此，本方案可以很方便的与EEG结合升级为tDCS-EEG联合系统。

附图说明

附图1为现有单通道tDCS的典型系统。

附图2为tDCS刺激大脑神经的原理图。

附图3为现有多通道tDCS系统设计原理图。

附图4为本实用新型多通道tDCS电极阵列设计原理图。

附图5为本实用新型多通道tDCS电极阵列分布原理图。

附图6为本实用新型多通道tDCS电极阵列集成为电极帽示意图。

附图7 为tDCS电极帽与电源和控制单元连接示意图。

附图8为本实用新型系统模块图。

附图9为tDCS电极在脑内中产生电流分布的模拟结果。

附图10为用户指定刺激类型后系统自动生成tDCS电极参数设定的模拟结果。

具体实施方式

本实用新型提出的高聚焦性多通道经颅直流电刺激装置和控制方法包括硬件模块和参数优化模块。

硬件模块 

如附图4中所示的是本方案提出的多通道tDCS电极阵列。该tDCS电极阵列基于10-20国际电极放置法在头颅表面设置多通道的tDCS电极，电极极性以及电流强度由多路独立单元分别控制。与现有tDCS系统不同，本方案可以在全头范围内实现多通道刺激。

有别于现有的tDCS系统所通常采用的25-35 cm2的方形电极，在本方案的设计中将采用小于5 cm2的圆形电极。研究表明使用方形电极将会导致电流在四个角落处集中分布（边界效应），这种非均匀分布可能会引起皮肤的不适，而圆形电极则可以避免这种情况发生。tDCS的刺激强度取决与加载在电极上的电流密度，如果减小电极面积的同时降低电流强度以保持电流密度不变，就可以保持tDCS的刺激强度不变。另一方面，通过减小电极尺寸可以提高刺激的空间聚焦性；同时，低电流强度和小面积电极都将降低被试者的不良反应。因此，本方案将采用小尺寸的圆形电极，可以实现在保证刺激的效果的前提下，提高空间聚焦性并减少边界效应和不良反应。

为了方便定位tDCS电极，同时为了保证与EEG系统最大的匹配性，本方案中的tDCS电极按10-20国际电极放置法分布，并将tDCS电极集成为电极帽形式，以方便佩戴和实施定位。

同时有别于现有的tDCS系统采用含盐水海绵作为电极与皮肤之间的介质，本方案使用导电膏来做为tDCS电极与皮肤之间的介质。这种方法即可以大大减少电极与皮肤的接触面积以提高空间聚焦性，同时该方法可以避免因海绵脱水造成电极阻抗的改变。

a)    参数优化模块

本方案采用被试者的MRI图像作为刺激目标定位标准，用户可在MRI图像上指定希望刺激的位置（一个或多个脑区）并选定刺激类型（兴奋或抑制）。此外，不同于现有tDCS系统中电极极性和电流强度是预先固定的，本方案的电极极性和电流强度的设定是动态可变的。用户指定刺激模式后，刺激参数优化模块将自动计算并设定各个电极的极性和各个电极上导入∕出的电流强度，最终使tDCS电极阵列生成的合成电流分布与用户指定的刺激模式相吻合。上述特点可以使本方案提出的tDCS系统具有定位精确，可以定制受试者特定刺激，tDCS刺激具有较高的空间聚焦性能等优点。

参数优化具体步骤如下：

1）首先利用MRI建立头颅电磁模型。参考A. Christ研究小组的方法（The Virtual Family—development of surface-based anatomical models of two adults and two children for dosimetric simulations, 2010），利用阈值法从高分辨率的MRI二维图像分割出各个组织，并在三维空间重构头颅各个组织的立体结构。运用有限差分法（finite difference method）来进行人体头颅电磁模型的建模。本方案将该头颅立体结构分割成2 mm边长的小立方体元素，每一个立方体元素的电磁特性可用并联的电容和电阻来等效，电容和电阻值由立方体元素所属组织的电磁特性来决定。

2）根据tDCS电极阵列及头颅基准点，结合MRI图像获取tDCS电极在头颅上的位置。本方案中采用基准点法和表面匹配法的加权结合法来实现tDCS电极阵列与头颅电磁模型的配准。具体步骤如下。

a)  利用数字定位仪器（NDI Polaris）获取被试者所在坐标系中的tDCS电极阵列坐标和被试者头部生理基准点（LPA、RPA、Nz，如图4所示）坐标。

b)  基于A. Gevins的研究(Beyond topographic mapping: towards functional -anatomical imaging with 124-channel EEGs and 3-D MRIs, 1990)，由于多通道tDCS电极阵列放置在头颅表面，电极阵列的空间坐标可以表征头皮形状。因此，本方案直接利用步骤a)中所获得的tDCS电极阵列的坐标构建数字化头皮形状。

c)  利用图像处理方法从MRI图像中分别抽出生理基准点和头皮形状。

d)  利用c)中抽出生理基准点和头皮形状，对tDCS电极阵列坐标系与MRI图像坐标系进行配准，以获得tDCS电极阵列坐标系与MRI图像坐标系之间的全局最优变换矩阵，参照刘凡等人的方法（基准点法和表面匹配法加权结合的MRI图像和EEG电极的配准，2000）先利用基准点配准法对基准点进行配准，从而将变换矩阵的初值解移到全局最优解附近。再分别对基准点和头皮形状实施基准点法配准和表面匹配法配准，并将两种方法加权结合形成综合评判准则，通过迭代最近点算法（ICP）计算得到tDCS电极阵列坐标系与MRI图像坐标系之间的全局最优变换矩阵。

e)  基于d)中所得到的变换矩阵，再利用1）中所述的由MRI转化到头颅电磁模型的方法，最终将tDCS电极阵列坐标映射到头颅电磁模型上。

    3）在完成tDCS电极阵列和头颅电磁模型配准的基础之上，进行tDCS刺激模型的建模。首先逐个计算各个电极的tDCS刺激在脑内的电流分布状况，利用有限差分法模拟各个电极单独施加单位电压(1V) tDCS刺激时其在脑内引起的电流分布。完成对各个tDCS电极刺激的电流分布模拟之后，可以建立如式（1）中所示tDCS刺激模型：

                                                           

其中，

代表在第i个电极上施加单位电压时所产生的电流分布，代表电极阵列所有电极产生的合成电流，

代表各个电极上的加权系数, N代表tDCS通道数。

4）基于tDCS刺激模型，进一步建立刺激参数优化模型。当用户希望刺激某些特定脑区，即指定脑内电流分布

后，使式（2）所示目标函数c取值最小，从而求得各个电极系数的最优化解，采用遗传算法（genetic algorithm, GA）对

进行最优化求解：

     

  其中，（[

,

],[

,

],[

,

]）为指定刺激脑区电流分布

的空间分布范围，M代表指定刺激脑区的个数，

为各个刺激脑区的权重系数。

结合附图对本实用新型方案实施的原理与方式做进一步说明。

 附图1为现有单通道tDCS的典型系统（德国Neuro Conn产品）示意图。该系统通过将一对大小35 cm2 的方形正负电极贴附于头颅表皮并导入微弱直流电流从而改变大脑神经的兴奋性。

附图2为tDCS刺激大脑神经的原理图。 tDCS应用2个通过将一对大小25-35 cm2 的方形正负电极贴附于头颅表皮并导入10-20 分钟的1-2 mA微弱直流电流。tDCS的电流流动从正极到负极，一部分电流通过头皮，一部分通过大脑，通过刺激大脑皮层，调节大脑皮层兴奋性。tDCS对皮质兴奋性的短期性调节的基本机制是依据刺激的极性不同引起静息膜电位发生超极化或去极化，即正极可以使其下方脑区中的神经元细胞发生去极化而增加其兴奋性，负极会使其下方的脑区中的神经元细胞发生超极化而抑制其兴奋性。

附图3为现有多通道tDCS系统设计原理图。其中， JJ. Borckardt (A pilot study of the tolerability and effects of high-definition transcranial direct current stimulation (HD-tDCS) on pain perception, 2012)，A. Datta (Gyri-precise head model of transcranial direct current stimulation: Improved spatial focality using a ring electrode versus conventional rectangular pad, 2009)，HS. Suh (Reduced spatial focality of electrical field in tDCS with ring electrodes due to tissue anisotropy, 2010)等人的研究分别提出将4个小型负极环绕1个小型正极配置（图3.a-c）的设计方案。这种设计思路虽然相对于传统的1正1负单通道tDCS系统有所进步，但其本质上是将4通道tDCS电极简单合成，但并没有改变在背景技术中提及的现有tDCS系统中所存在的诸多问题中（b）至（e）条款中所述问题。Park（Novel array-type transcranial direct current stimulation (tDCS) system for accurate focusing on targeted brain areas，2011）等人首次提到多通道tDCS电极阵列概念的研究（图3.d），该研究将3×4小电极阵列布置在电极垫上构成一个大电极，将2块这样的大电极分别设为正负极置于前头部和后头部。Park等人对各个电极上的电流强度进行优化，以期能在指定脑区形成聚焦性较高的电流分布。该研究虽然创造性地提出了电极阵列的概念，但没有摆脱传统单通道tDCS正负两个电极的设计思路，将3×4小电极阵列集合成一个大的正∕负极。虽然通过优化可以提高聚焦性，但由于一方面电极位置无法覆盖全头，另一方面电极极性固定不变，其合成电流在分布范围和复杂度上依然受到限制。

附图4为本方案提出的多通道tDCS电极阵列设计原理图。该tDCS系统基于10-20国际电极放置法在头颅表面设置多通道的tDCS电极阵列，电极极性以及电流强度由多路独立单元分别控制。与现有tDCS系统不同，本方案可以在全头范围内实现多通道刺激，其次，与现有tDCS系统不同，本方案采用被试者的MRI图像作为刺激目标定位标准，用户可在MRI图像上指定希望刺激的位置（一个或多个脑区）并选定刺激类型（兴奋或抑制）。此外，不同于现有tDCS系统中电极极性和电流强度是预先固定的，本方案的电极极性和电流强度的设定是动态可变的。用户指定刺激模式后，刺激参数优化模块将自动计算并设定各个电极的极性和各个电极上导入∕出的电流强度，最终使tDCS电极阵列生成的合成电流分布与用户指定的刺激模式相吻合。上述特点可以使得刺激具有较高的空间聚焦性能。有别于现有的tDCS系统所通常采用的25-35 cm2的方形电极，在本方案的设计中将采用小于5 cm2的圆形电极。研究表明使用方形电极将会导致电流在四个角落处集中分布（边界效应），这种非均匀分布可能会引起皮肤的不适，而圆形电极则可以避免这种情况发生。另一方面，我们知道tDCS的刺激强度取决与加载在电极上的电流密度，如果减小电极面积的同时降低电流强度以保持电流密度不变，就可以保持tDCS的刺激强度不变。而研究发现通过减小电极尺寸可以提高刺激的空间聚焦性；同时，低电流强度和小面积电极都将降低被试者的不良反应。因此，本方案采用小尺寸的圆形电极，在保证刺激的效果的前提下，可以极大地提高空间聚焦性并减少边界效应和不良反应。

附图5为本方案tDCS电极分布原理图，为了方便定位tDCS电极，同时为了保证与EEG系统最大的匹配性，本方案中的tDCS电极按10-20国际电极放置法分布。

附图6为本方案的tDCS电极阵列按10-20国际电极放置法分布，并集成为电极帽形式。将tDCS电极阵列集成在电极帽上可以方便佩戴和实施定位，将大大提高使用效率和准确性；同时有别于现有的tDCS采用含盐水海绵作为电极与皮肤之间的介质，本方案使用导电膏来做为tDCS电极与皮肤之间的介质。这种方法即可以大大减少电极与皮肤的接触面积以提高空间聚焦性，同时该方法可以避免因海绵脱水造成电极阻抗的改变。

    附图7 为tDCS电极帽与电源和控制单元连接示意图。各个tDCS电极由独立控制单元控制电流强度与极性。电源为直流电电源，输出电压范围为±5 V，输出电流强度范围为±5000 μA。

附图8为本方案模块图，包括参数优化模块和硬件模块。

参数优化模块具体步骤如下：

    1）首先利用MRI建立头颅电磁模型。参考A. Christ研究小组的方法（The Virtual Family—development of surface-based anatomical models of two adults and two children for dosimetric simulations, 2010），利用阈值法从高分辨率的MRI二维图像分割出各个组织，并在三维空间重构头颅各个组织的立体结构。运用有限差分法（finite difference method）来进行人体头颅电磁模型的建模。本方案将该头颅立体结构分割成2 mm边长的小立方体元素，每一个立方体元素的电磁特性可用并联的电容和电阻来等效，电容和电阻值由立方体元素所属组织的电磁特性来决定。

2）根据tDCS电极阵列及头颅基准点，结合MRI图像获取tDCS电极在头颅上的位置。本方案中采用基准点法和表面匹配法的加权结合法来实现tDCS电极阵列与头颅电磁模型的配准。具体步骤如下。

a)  利用数字定位仪器（NDI Polaris）获取被试者所在坐标系中的tDCS电极阵列坐标和被试者头部生理基准点（LPA、RPA、Nz，如图4所示）坐标。

b)  基于A. Gevins的研究(Beyond topographic mapping: towards functional -anatomical imaging with 124-channel EEGs and 3-D MRIs, 1990)，由于多通道tDCS电极阵列放置在头颅表面，电极阵列的空间坐标可以表征头皮形状。因此，本方案直接利用步骤a)中所获得的tDCS电极阵列的坐标构建数字化头皮形状。

c)  利用图像处理方法从MRI图像中分别抽出生理基准点和头皮形状。

d)  利用c)中抽出生理基准点和头皮形状，对tDCS电极阵列坐标系与MRI图像坐标系进行配准，以获得tDCS电极阵列坐标系与MRI图像坐标系之间的全局最优变换矩阵，参照刘凡等人的方法（基准点法和表面匹配法加权结合的MRI图像和EEG电极的配准，2000）先利用基准点配准法对基准点进行配准，从而将变换矩阵的初值解移到全局最优解附近。再分别对基准点和头皮形状实施基准点法配准和表面匹配法配准，并将两种方法加权结合形成综合评判准则，通过迭代最近点算法（ICP）计算得到tDCS电极阵列坐标系与MRI图像坐标系之间的全局最优变换矩阵。

e)  基于d)中所得到的变换矩阵，再利用1）中所述的由MRI转化到头颅电磁模型的方法，最终将tDCS电极阵列坐标映射到头颅电磁模型上。

    3）在完成tDCS电极阵列和头颅电磁模型配准的基础之上，进行tDCS刺激模型的建模。首先逐个计算各个电极的tDCS刺激在脑内的电流分布状况，利用有限差分法模拟各个电极单独施加单位电压(1V) tDCS刺激时其在脑内引起的电流分布。完成对各个tDCS电极刺激的电流分布模拟之后，可以建立如式（1）中所示tDCS刺激模型：

            

其中，

代表在第i个电极上施加单位电压时所产生的电流分布，

代表电极阵列所有电极产生的合成电流，

代表各个电极上的加权系数, N代表tDCS通道数。

4）基于tDCS刺激模型，进一步建立刺激参数优化模型。当用户希望刺激某些特定脑区，即指定脑内电流分布

后，使式（2）所示目标函数c取值最小，从而求得各个电极系数

的最优化解，采用遗传算法（genetic algorithm, GA）对

进行最优化求解：

     

  其中，（[

,

],[,

],[

,

]）为指定刺激脑区电流分布

的空间分布范围，M代表指定刺激脑区的个数，为各个刺激脑区的权重系数。

5）将上述各种模型集合，完成系统参数设定模块的设计工作。同时制作tDCS电极阵列，以及系统供电和控制等硬件模块。最终构建tDCS系统。

基于以上步骤，对tDCS电极参数进行优化，生成用户指定的刺激。

硬件模块包括：

图4中所述tDCS电极阵列，以及图7中所述电源和控制电路。

附图9为tDCS电极在脑内中产生电流分布的模拟结果。本方案分别模拟了由C4、O4、Oz等tDCS电极实施单位电压后脑内产生的电流在水平面上的分布图。 其电流分布特征与A. Datta（Gyri-precise head model of transcranial direct current stimulation: Improved spatial focality using a ring electrode versus conventional rectangular pad，2009）和R. Polania（Modulating cortico-striatal and thalamo- cortical functional connectivity with transcranial direct current stimulation，2011）等人的研究结果相符。这证明了本方案采用的tDCS刺激模型建模方法的可行性。

附图10为根据用户指定刺激类型，系统首先自动对tDCS电极参数进行优化生成tDCS电极参数，在此基础上产生的tDCS刺激在脑内的电流分布模拟结果。图中轮廓为从冠状轴上方向所视头颅轮廓。指定脑内3个区域Pa、Pb和Pc（如图10中○所标位置）作为刺激目标，利用刺激参数优化方法分别求解当(a) Pa、Pb和Pc都被刺激，(b) 刺激Pa、Pc，而不刺激Pb这两种情况时所对应的各个电极的参数设定，其结果如表1中所示，按照表1中所示参数设定模拟tDCS阵列产生的电流分布结果如图10中所示。模拟结果表明本方案提出的刺激参数优化方法是完全可行的。

附表1对应于附图10中所示刺激(a)和(b)设定时，由tDCS系统参数优化模块自动生成的各个tDCS电极的电压值。左侧4列对应于附图10中所示(a) Pa、Pb和Pc都被刺激时各个tDCS电极的电压值。右侧4列对应于附图10中所示(b) 刺激Pa、Pc，而不刺激Pb时各个tDCS电极的电压值。

表1 

Claims (2)

1.一种高聚焦性多通道经颅直流电刺激装置，其特征在于：包括tDCS电极阵列、电源与控制单元；其中，tDCS电极阵列为基于10-20国际电极放置法在头颅表面设置的多通道的圆形导电电极，该电极阵列中各通道电极与电源之间分别通过独立的控制单元连接，各通道电极极性以及电流强度由这些独立的控制单元分别控制；tDCS电极阵列集成为电极帽形式，采用导电膏作为tDCS电极阵列与皮肤之间的介质。

2.根据权利要求1所述的高聚焦性多通道经颅直流电刺激装置，其特征在于：所述电源为直流电电源，输出电压范围为±5 V，输出电流强度范围为±5000 μA。

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