JP4497979B2 - 血流速度測定装置および血流速度の測定方法 - Google Patents

Description

本発明は、生体内の血液の流動性を示す血液レオロジーの評価のための特に血管中を流れる血液の速度を測定する技術に関する。

人体の健康状態を判断する検査項目のひとつとして、血液の流動性に着目した血液レオロジー測定が注目されている。血液レオロジーを測定する手段として、被験者より採血した一定量の血液が微小流路（マイクロチャネル）を通過する時間を測定する装置（製品名ＭＣ−ＦＡＮ）が開発されている（非特許文献１参照。）。現在においては、ＭＣ−ＦＡＮ装置は、血液レオロジー測定における標準機とされている。

しかし、ＭＣ−ＦＡＮ装置による測定においては上記のように必ず採血を行う必要があり、測定が行えるのは医療機関に限られ、いつでもだれでもが手軽に健康状態を検査する目的には大きな不都合がある。また、採血は被験者に対する肉体的および心理的な負担も大きく、１日あたりに測定作業が可能な回数もせいぜい数回まででしかないため、時系列的に連続したデータが得られないという問題がある。

血液レオロジーと生体内の血流速度は強い相関があると考えられる。すなわち、血液の流動性が低い場合、血流速度は遅く、流動性が高い場合は血流速度が速いと考えられる。そのため、生体内の血流速度を計測することで、間接的に血液レオロジーを知ることが可能となる。そこで従来、血液レオロジーと強い相関のある血流速度を計測するため、生体内を伝播し、血管内の血流に反射する超音波のドップラシフトから血流速度を計測する発明が提案されている（特許文献１参照。）。
特開２００３−１５９２５０号公報 「血液レオロジー測定装置」 菊池佑二「毛細血管モデルを用いた全血流動性の測定」（食品研究成果情報，NO.11 1999年発行）

しかしながら、生体内を伝播し、血管内の血流に反射する超音波のドップラシフトから血流速度を計測する従来の技術は、超音波ドップラ計測では微小な信号を大きく増幅する必要があるため、電源から生じるノイズや増幅回路から生じるノイズの影響も大きく、出力信号にも大きなノイズ成分が含まれやすく、Ｓ／Ｎ比（信号対ノイズ比）の優れた信号が得にくいという問題がある。さらに、例えば、電源由来のノイズは商用電源周波数の５０Ｈｚ、６０Ｈｚのノイズのみならず、スイッチング電源が発するより高い周波数成分を有するノイズなどもあり、単純なフィルタ回路では信号を損なうことなくノイズのみを除去することが困難である。

そこで本願発明は、血液の採取を行なわずに、専門家以外の誰でも手軽に正確な血流速度を計測し、血液レオロジーを知ることを可能とするのみならず、低コストでＳ／Ｎの優れた測定が可能な血流速度測定装置および測定方法を提供することを目的とする。

上記課題を解決するために、本願発明では、超音波送信機と超音波受信機から成る超音波センサを複数個組み合わせた血流速度センサを用いて計測を行い、センサの信号の周波数分布（周波数スペクトル）を計算し、測定対象（生体）を計測したセンサ信号の周波数分布データから、ほとんどがノイズ成分で占められる場合の信号の周波数分布データを差し引いてノイズの影響を最小限とした周波数分布データに基づき血流速度を求める。

被験者から採血を行うことなく、非侵襲にて血液レオロジーと強い相関を持つ血流速度を測定することができ、また、超音波センサから得られるＳ／Ｎの劣る信号からノイズ成分を除去した血流速度を計測することが可能となるため、Ｓ／Ｎ比が数倍程度向上し、より正確な血流速度の測定が可能となり、被験者から採血を行うことなく、専門家以外の誰でも手軽に正確なレオロジーを調べることができ、健康状態の確認に利用することができるようになる。また、センサからの信号を増幅する増幅器に、特別にＳ／Ｎ特性を向上させた高価な増幅器を使用せずとも、安価な一般的な増幅器が利用できる。

（実施の形態１）
まず、図面に基づき実施例の構成を説明する。図１は、本発明の測定装置の構成を示すブロック図である。図２には本発明で用いた血流速度センサを示す。また、図３に超音波ドップラ信号測定原理の概略を示す模式図を示す。

血流速度センサ３０は、２対の超音波センサ、すなわち、発信素子２ａ、受信素子３ａから成る超音波センサ１ａと、発信素子２ｂ、受信素子３ｂから成る超音波センサ１ｂとを組み合わせたものである。超音波センサ１ａ、１ｂの発信素子２ａ、２ｂと受信素子３ａ、３ｂはいずれも圧電性セラミックス板に電極薄膜を形成した圧電振動素子である。本実施の形態においては超音波の周波数は１５ＭＨｚとした。本発明においては、２対の超音波センサ１ａ、１ｂを用い、超音波の射出および受信の指向性の方向が互いに平行にならない角度αを成すようにセンサ支持基板１０上に配置してある。この血流速度センサ３０に、図３に示すように測定対象である生体７１（被験者の指先など）を接触させて、血流速度を計測する。
超音波センサ１ａの発信素子２ａから発した超音波（送信波１３ａ）は生体組織中を伝播し、血管中を流れる血液で反射される。反射波１４ａは、血液の流れる速度に従いドップラシフトを受けた信号に変化している。この反射波を受信素子３ａで受信する。超音波センサ１ｂについても同様に、発信素子２ｂから発した超音波（送信波１３ｂ）は血流によるドップラシフトを受けて反射され受信素子３ｂで検出されるのであるが、超音波センサ１ａと１ｂでは超音波の放射される指向方向が異なる。この超音波センサ１ａと１ｂの角度の差αと超音波センサ１ａと１ｂの信号から得られたそれぞれのドップラ周波数ΔＦａ、ΔＦｂから血流速度を計算することが可能である。

血流計測部５１は、２対の超音波センサ１からなる血流速度センサ３０、それぞれ２組の検波回路２３、フィルタ回路２４、増幅回路２５、Ａ／Ｄ変換器２６からなる。反射波１４ａ、１４ｂを受けた受信素子３ａ、３ｂのそれぞれの信号は、検波回路２３ａ、２３ｂで検波され、超音波の搬送波成分（ベース成分）を取り除いたドップラシフト信号成分のみが取り出され、さらにフィルタ回路２４ａ、２４ｂによりＡ／Ｄ変換処理に不要な周波数成分を取り除き、増幅回路２５ａ、２５ｂでそれぞれ増幅される。このドップラシフト信号はアナログ信号であるが、Ａ／Ｄ変換器２６a、２６ｂによりデジタルデータに変換され、バッファメモリ３１に一時蓄積される。本実施の形態では、Ａ／Ｄ変換器２５ａ、２５ｂのサンプリング周波数は２０ｋＨｚとした。

計測状態検知部５２は、前記圧力センサ４、圧力センサ４の信号から不要な振動成分を除去するためのフィルタ回路２８、増幅回路２７、Ａ／Ｄ変換器２９からなる。圧力センサ４は血流速度センサ３０からの圧力を受けるようにセンサ支持基板１０の裏面に設置されている。またセンサ支持基板１０は弾性支持部材１１を介して筐体に設置する。その弾性支持部材１１の材質はスポンジまたは柔軟なシリコーンゴムであるが、柔軟なばね材でセンサを支持しても良い。圧力センサ４によって、測定対象と血流速度センサ３０が接触している圧力を検出することができる。

演算部５１は、バッファメモリ３１および３２と、演算処理装置３３からなる。バッファメモリ３１は血流速度センサ３０からの計測データを一時的に保持する。バッファメモリ３２は圧力センサ４からのデータを一時的に保持する。それぞれのバッファメモリ内のデータは一定量ごとに演算処理装置３３に送られる。演算処理装置３３は、各Ａ／Ｄ変換器によりデジタル化された各センサからのデータをデジタル入力部３４を経由して受取り、信号演算処理部３５および汎用演算処理部３６の機能により演算処理し、ノイズ成分を除去した血流速度を算出する。なお、演算処理装置３３が計測データのサンプリングレートに対して十分高速に動作するのであれば、バッファメモリ３１および３２は省略可能である。また信号演算処理部３５は特殊なハードウェア構成によって信号処理を高速に実行する装置であり、汎用演算処理部３６の処理速度が高速である場合は、信号演算処理部３５は省略可能である。

主記憶部３７は、計測データと演算処理装置３３が演算を実行するにあたって使用する演算データを保持するものである。主記憶部３７には、測定データ、および、測定対象とセンサが接触している第１の計測状態での周波数分布（周波数スペクトル）データを記憶する第１記憶領域４０、測定対象とセンサが接触していない第２の計測状態での周波数分布データを記憶する第２記憶領域４１、第１記憶領域４０のデータと第２記憶領域４１のデータの差分データを記憶する第３記憶領域が、それぞれ配列変数領域として確保される。主記憶部３７が揮発性の記憶装置である場合、装置の電源を落とした状態であっても記憶内容を保持可能なストレージ３８にデータを保存する。ストレージ３８は不揮発性のフラッシュメモリ装置またはハードディスク装置等で構成されるものである。

入出力装置等３９は、キーボード、マウスなどのユーザーインターフェース機能を有する装置、ＣＲＴまたはＬＣＤなどの画面表示機能を有する装置、イーサネットまたはシリアル通信バスなどの通信機能を有する装置等である。

次に、流れ図に基づき、上記構成の測定装置を用いた測定方法を説明する。図４、図５、図６は本発明の測定方法を示す流れ図である。

計測準備及び初期値の設定を行った後（Ｓ１０１）、図３に示すように、血流速度センサ３０に測定対象である生体７１（被験者の指先など）を接触させて（Ｓ１０２）、血流速度を計測する。超音波センサ１ａの発信素子２ａから発した超音波（送信波１３ａ）は生体組織中を伝播し、血管を流れる血液で反射される。反射波１４ａは、血液の流速に従いドップラシフトを受けた信号に変化する。この反射を受信素子３ａで受信する。超音波センサ１ｂについても同様に、発信素子２ｂから発した超音波（送信波１３ｂ）は血流によるドップラシフトを受けて反射され受信素子３ｂで検出されるのであるが、超音波の放射される指向方向が異なる。受信素子３ａ、３ｂで受けたそれぞれの反射波１４ａ、１４ｂの信号は、それぞれ、検波回路２３ａ、２３ｂで検波され、超音波の搬送波成分（ベース成分）を取り除いたドップラ信号成分のみが取り出され、さらにフィルタ回路２４ａ、２４ｂによりＡ／Ｄ変換処理に不要な高周波成分を取り除いた後、増幅回路２５ａ，２６ｂでそれぞれ増幅される。このドップラ信号はアナログ信号であるが、Ａ／Ｄ変換器２６a、２６ｂによりデジタルデータに変換され（Ｓ１０３）、バッファメモリ３２に一時蓄積された後（Ｓ１０４）、演算処理装置３３へデジタル入力部を通して主記憶部３７に転送され（Ｓ１０６）、記憶される（Ｓ１０７）。

バッファメモリ３１内では、超音波センサ１ａのデータと超音波センサ１ｂのデータが交互に混在して蓄積されるが、演算処理装置３３の演算処理機能により、主記憶部３７内においては、データ並べ替えが行われ、超音波センサ１ａのデータの連続したデータ配列と超音波センサ１ｂのデータの連続したデータ配列に分離される。なお、これら測定データを直ちに解析処理を行わない場合、装置に付属した外部記憶であるストレージ３８または入出力装置等３９のネットワークを介して外部記憶メディアに蓄積しておき、解析処理に必要な時点で取り出せばよい。

上記測定で得られた超音波センサ１ａと超音波センサ１ｂのそれぞれのドップラ信号のデジタルデータを演算処理装置３３の信号演算処理部３５および汎用演算処理部３６においてフーリエ変換（ＦＦＴ）処理により、周波数分布（スペクトル）データに変換し、周波数分布データを主記憶部３７の第１記憶領域４０に記憶する（Ｓ１０８）。Ａ／Ｄ変換のサンプリング周波数をｆｓ＝２０ｋＨｚ、ＦＦＴ処理の個数をＮｆ＝２５６個とすると、０．０１２８秒毎の周波数分布データが、Ｎｆ＝５１２個とすると、０．０２５６秒毎の周波数分布データが得られることになる（ただし、ＦＦＴ処理のデータ個数とＦＦＴ処理の時間間隔は必ずしも一致しなくてもよい。たとえば、０．０１秒間隔で２５６個ずつのデータを処理することも可能である。）。

次に、血流速度センサ３０に測定対象を接触させない状態で（Ｓ１１０）、上記と同様に測定を行い（Ｓ１１１〜Ｓ１１５）、周波数分布データに変換し、周波数分布データを主記憶部３７の第２記憶領域４１に記憶する（Ｓ１１６）。このときの周波数分布データは血流によるドップラ信号成分が全く含まれないノイズのデータである。血流によるドップラ信号成分の含まれる前記第１記憶領域４０の周波数分布データからノイズ成分である第２記憶領域４１の周波数分布データを各周波数成分ごとに差し引き、その差を第３記憶領域４２に記憶させる（Ｓ１１９）。

なお、上記の方法では、測定対象とセンサの接触状態（接触の有無）を判別する必要があるが、装置使用者が操作することなく自動的に判別させるためには、図３に示すように、圧力スイッチまたは圧力センサ４を備えればよい。図８に示すように、圧力センサ４の信号に一定値以上の電圧上昇があった場合を接触状態とする（接触状態８１、非接触状態８２）。また、自動判別を行わない場合は、装置使用者が別に入出力装置等３９に接続されたスイッチまたはキーボード等を操作すればよい。

以上の方法で得られた第３記憶領域４２の周波数分布データからピークとなる周波数成分を選ぶ（Ｓ１２０）。超音波センサ１ａのデータから得られた周波数をＦａ、超音波センサ１ｂのデータから得られた周波数をＦｂ、とすると、血流速度Ｖは、下記の式で導出できる（Ｓ１２１）。

Ｖ ＝ ｃＦａ／２Ｆｓｃｏｓθ
ここで、θ＝ａｔａｎ（ （−ｃｏｓα − Ｆｂ／Ｆａ）／ｓｉｎα ）
αは２つの超音波センサの超音波の射出および受信の指向性のなす角度、ｃは生体中での音速、Ｆｓは超音波センサの発信周波数（駆動周波数）である。この血流速度Ｖが大きければ、相対的に生体中の血液の流動性が高く、Ｖが小さければ血液の流動性が低いということである。

以上の方法により、微小な信号を大きく増幅する必要のある超音波センサを用いても、ノイズ成分を差し引いて、Ｓ／Ｎの優れた血流速度データを得ることが可能となる。
（実施の形態２）
まず、図面に基づき実施例の構成を説明する。図８は本発明の測定装置の構成を示すブロック図である。図９には本発明で用いた血流速度センサを示す。また、図１０は光センサによる測定原理の概略を示す模式図である。超音波ドップラ信号測定原理に関しては実施の形態１と同様である。

実施の形態２は、測定装置の構成において、実施の形態１とは、計測状態検知部５２がなく、代わりに生体状態検知部５３を備えている。他の構成に関しては、実施の形態１と同様である。

生体状態検知部５３は、生体内の局所的な血液容量を検知するための手段であり、発光素子８と受光素子９からなる光センサ７を備えるものである。実施例において発光素子８は青色発光または緑色発光の発光ダイオード、受光素子９はフォトトランジスタである。
発光素子８を発した入射光１５は、測定対象の生体内組織で反射されて受光素子９で受光される。入射光１５は生体内の血液も照射するが、血液は青色光または緑色光を吸収する性質を有するため、入射光１５の照射範囲かつ受光素子９の受光範囲に含まれる局所的な血液容量が多いと反射光１６は弱く、逆に局所的な血液容量が少ないと反射光１６は強く検出される。したがって、脈に伴う生体内の局所的な血液容量変化を光センサ７で検出することができる。なお、局所的な血液容量が小さい状態（光センサの信号が最大付近の状態）では、血流が少ないため血流速によるドップラ信号も小さく、超音波センサの信号は、ノイズ成分が支配的であると考えられる。光センサの信号は増幅回路２７で増幅され、フィルタ回路２８で不要な高周波成分を除去した後、Ａ／Ｄ変換器２９によりデジタルデータに変換される。

次に、流れ図に基づき、上記構成の測定装置を用いた測定方法を説明する。図１１、図１２、図１３は本発明の測定方法を示す流れ図である。

前記実施の形態１と同様に、図９に示すように測定対象である生体７１（被験者の指先など）を接触させて（Ｓ２０２）、血流速度および光センサの信号を計測する（Ｓ２０３）。この測定において、超音波ドップラ信号と光センサ信号は、ほぼ同時にＡ／Ｄ変換を行い（超音波ドップラ信号のＡ／Ｄ変換と光センサ信号のＡ／Ｄ変換のタイミングの時間差を、サンプリング・レートによる時間間隔よりも十分に短くする）、位相を同期させて計測する。

以上の方法で少なくとも数秒間から数十秒間計測を行い、超音波ドップラ信号、および光センサ信号のデータは、バッファメモリ３２に一時蓄積された後（Ｓ２０４）、演算処理装置３３へデジタル入力部を通して主記憶部３７に転送され（Ｓ２０６）、記憶される（Ｓ２０７）。超音波センサ１ａと超音波センサ１ｂのそれぞれのドップラ信号のデジタルデータを演算処理装置３３の信号演算処理部３５および汎用演算処理部３６においてフーリエ変換（ＦＦＴ）処理により、周波数分布データに変換し、周波数分布データを主記憶部３７の第１記憶領域４０に記憶する（Ｓ２０８）。
光センサ信号のデータは、血液容量の小さなときに、信号電圧が大きいので、これを演算処理装置３３にて、反転処理を行い、血液容量の大きなときに、信号電圧が大きくなる波形とする（Ｓ２１０）。図１４は反転処理を行った後の光センサ信号波形の例である。ただし、増幅回路２７が反転増幅作用を有する場合は演算処理装置３３による反転処理は不要である。次に、光センサ信号の振幅５１を求め（Ｓ２１１）、本実施例では、光センサ信号の振幅５１の１０％を光センサ信号の区分値５２とする。区分値５２を基準として、光センサ信号の区分値以上の時間（血液容量大の時間）と区分値未満の時間（血液容量小の時間５３）に区別し、血液容量小の時間５３と同時間の超音波ドップラ信号のデータのみを抽出する。
その抽出した血液容量小の時間５３に対応する超音波ドップラ信号のデータをフーリエ変換（ＦＦＴ）処理により、周波数分布データに変換し、周波数分布データを主記憶部３７の第２記憶領域４１に記憶する（Ｓ２１２）。血液容量小の時間５３の同時間の超音波センサの信号はドップラ信号成分に対してノイズ成分が割合が支配的であると考えられる。ただし、区分値５２の振幅５１に対する比率はセンサの特性や増幅回路のＳ／Ｎ特性などから実験的に求めたものであり、本発明において比率は１０％に限定されるものではない。

超音波センサの信号からノイズ成分を減少させるため、血流によるドップラ信号成分の含まれる前記第１記憶領域４０の周波数分布データからノイズ成分が支配的である第２記憶領域４１の周波数分布データを各周波数成分ごとに差し引き、その差を第３記憶領域４２に記憶させる（Ｓ２１３）。以上の処理の後、第３記憶領域４２の周波数分布データから血流速度を導出する方法は前記実施の形態１と同様である（Ｓ２１４〜Ｓ２１９）。

さて、実施の形態１、実施の形態２のいずれの測定装置においても、血流計測部５０について２組の超音波センサを用いた例を述べたが、本発明の適用は、２組の超音波センサを用いる血流測定方式に限定されるものではない。１組のみ超音波センサを用いる血流計測部に本発明の適用が可能であることは明らかであるし、また、たとえば、反射波の周波数分布（スペクトル）から血流速度を求める方式であれば、レーザードップラセンサにおいても本発明は適用可能である。

本発明は、医療および健康維持・増進を目的として、血液の流動性を示す指標としての血液レオロジーと強い相関がある生体内の血流速度を計測することが可能であるだけでなく、生体（人体）の活動状況と生体各部における血流状態の相関を知るための計測においても利用可能である。

本発明に係る測定装置の構成を示すブロック図 本発明に係る血流速度センサの構成を示す図 本発明に係る超音波ドップラ信号測定原理の概略を示す模式図 本発明に係る測定方法を示す流れ図 本発明に係る測定方法を示す流れ図 本発明に係る測定方法を示す流れ図 圧力センサの出力電圧の例を示す図 本発明に係る測定装置の構成を示すブロック図 本発明に係る血流速度センサの構成を示す図 本発明に係る光センサによる測定原理の概略を示す模式図 本発明に係る測定方法を示す流れ図 本発明に係る測定方法を示す流れ図 本発明に係る測定方法を示す流れ図 本発明に係る光センサの出力電圧の例を示す図

符号の説明

１ａ、１ｂ 超音波センサ
２ａ、２ｂ 発信素子
３ａ、３ｂ 受信素子
４ 圧力センサ
５ スペーサ
７ 光センサ
８ 発光素子
９ 受光素子
１０ センサ支持基板
１１ 弾性支持部材
１３ａ、１３ｂ 送信波
１４ａ、１４ｂ 反射波
１５ 入射光
１６ 反射光
２１ 発信回路
２３ａ、２３ｂ 検波回路
２４ａ、２４ｂ フィルタ回路
２５ａ、２５ｂ 増幅回路
２６ａ、２６ｂ Ａ／Ｄ変換器
２７ 増幅回路
２８ フィルタ回路
２９ Ａ／Ｄ変換器
３０ 血流速度センサ
３１ バッファメモリ
３２ バッファメモリ
３３ 演算処理装置
３４ デジタル入力部
３５ 信号演算部
３６ 汎用演算部
３７ 主記憶部
３８ ストレージ
３９ 入出力装置等
４０ 第１記憶領域
４１ 第２記憶領域
４２ 第３記憶領域
５０ 血流計測部
５１ 演算部
５２ 計測状態検知部
５３ 生体状態検知部
６１ 振幅
６２ 区分値
６３ 血液容量小の時間
７１ 生体（指先）
７２ 血管
８１ 接触状態の信号
８２ 非接触状態の信号

Claims (4)

1. 測定対象である生体（人体）に超音波を照射し、生体内の血液に反射された超音波（反射波）を受信する超音波センサと、
   受信した受信データを演算処理する演算部と、
   前記受信データおよび前記受信データを演算処理した後の処理データを記憶する主記憶部と、
   前記生体が前記超音波センサに接触した第１の計測状態と前記生体が超音波センサから離れた第２の計測状態を検知し前記演算部を制御する計測状態検知部と、
   前記生体と対向する生体対向面と、前記生体対向面とは反対側の生体反対面とを備える基板と
   を備え、
   前記演算部は、前記第１の計測状態において得た第１の処理データから前記第２の計測状態において得た第２の処理データを減算することにより新たな処理データを算出して、前記生体内の血流速度を測定するものであり、
   前記超音波センサは、前記生体対向面に備えられ、
   前記計測状態検知部は、前記生体反対面に備えられることを特徴とする血流速度測定装置。
2. 前記計測状態検知部は、
   前記生体から前記超音波センサに押圧力が加えられている場合に前記第１の計測状態を検知するとともに、前記生体から前記超音波に押圧力が加えられていない場合に前記第２の状態を検知する圧力センサと、
   前記生体反対面に備えられた弾性部材と
   を備え、
   前記圧力センサは、前記基板に固定される側の面とは反対側のセンサ反対面を備え、
   前記弾性部材は、前記基板に固定される面とは反対側の面が前記センサ反対面と面一となるように備えられることを特徴とする請求項１に記載の血流速度測定装置。
3. 測定対象である生体（人体）に超音波を照射し、生体内の血液に反射された超音波（反射波）を受信する超音波センサと、
   受信した受信データを演算処理する演算部と、
   前記受信データおよび前記受信データを演算処理した後の処理データを記憶する主記憶部と、
   前記生体が前記超音波センサに接触した第１の受光状態と前記生体が超音波センサから離れた第２の受光状態を検知し前記演算部を制御する光センサと、
   前記生体と対向する平坦面と前記平坦面に対して傾斜している傾斜面とを備える基板と
   を備え、
   前記演算部は、前記第１の受光状態において得た第１の処理データから前記第２の受光状態において得た第２の処理データを減算することにより新たな処理データを算出して、前記生体内の血流速度を測定するものであり、
   前記超音波センサ及び前記光センサのうちの一方及び他方は、前記傾斜面及び前記平坦面にそれぞれ備えられており、
   前記平坦面及び前記傾斜面は、前記生体を配置するための凹形状を有することを特徴とする血流速度測定装置。
4. 前記演算部は、前記新たな処理データのうちのピーク周波数のデータを用いて、前記生体内の血流速度を測定するものであることを特徴とする請求項１又は請求項３のいずれかに記載の血流速度測定装置。

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