JPS59142444A - 核磁気共鳴を用いた検査装置 - Google Patents
核磁気共鳴を用いた検査装置Info
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- JPS59142444A JPS59142444A JP58016064A JP1606483A JPS59142444A JP S59142444 A JPS59142444 A JP S59142444A JP 58016064 A JP58016064 A JP 58016064A JP 1606483 A JP1606483 A JP 1606483A JP S59142444 A JPS59142444 A JP S59142444A
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- JP
- Japan
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- center
- signal
- frequency
- coil
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/58—Calibration of imaging systems, e.g. using test probes, Phantoms; Calibration objects or fiducial markers such as active or passive RF coils surrounding an MR active material
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- Physics & Mathematics (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の利用分野〕
本発明は、核磁気共鳴現象を用いて、対象物体中の核ス
ピンの密度分布あるいは緩和時間分布を非破壊的に計測
する検査装置に係シ、特に画像再構成時の演算中心の設
牢法に関するものである。
ピンの密度分布あるいは緩和時間分布を非破壊的に計測
する検査装置に係シ、特に画像再構成時の演算中心の設
牢法に関するものである。
従来、人体の頭部、腹部などの内部構造を非破壊的に検
査する装置として、Ｘ線ＣＴや超音波撮像装置が広く利
用されて来ている。近年、核磁気共鳴現象を用いて同様
の検査を行う試みが成功し、Ｘ線ＣＴや超音波撮像装置
では得られない情報を取得できること−が明らかになっ
て来た。核磁気共鳴現象を用いた検査装置においては、
検査物体からの信号を物体各部に対応させて分離・識別
する必要がめる。その１つに、検査物体に傾斜磁場を印
加し、物体各部の置かれた静磁場を異ならせ、これによ
シ各部の共鳴周波数を異ならせることで位置の情報を得
る方法がある。第１図はその原理を説明するための図で
ある。対象物体１に傾斜磁場Ｇ１を印加すると、Ｇｌに
垂直な線上にある全ての核スピンからの信号を積分した
信号強度分布２が、静磁場Ｈの関数として得られる。核
磁気共鳴においては、 ｆ ＝ γ Ｈ／ （２π ）
・・・・・・・・用）の関係が成立するので、信
号強度は高周波磁場の周波数ｆの関数でもある。ここで
γは核磁気回転比であり、核に固有の値である。次に傾
斜磁場の印加方向ｅｆえてＧ２を印加すると、信号分布
強れば、Ｘ線ＣＴと同様のアルゴリズムによシ、元の物
体１の核スピン密度分布や緩和時間分布などを求めるこ
とができる。
査する装置として、Ｘ線ＣＴや超音波撮像装置が広く利
用されて来ている。近年、核磁気共鳴現象を用いて同様
の検査を行う試みが成功し、Ｘ線ＣＴや超音波撮像装置
では得られない情報を取得できること−が明らかになっ
て来た。核磁気共鳴現象を用いた検査装置においては、
検査物体からの信号を物体各部に対応させて分離・識別
する必要がめる。その１つに、検査物体に傾斜磁場を印
加し、物体各部の置かれた静磁場を異ならせ、これによ
シ各部の共鳴周波数を異ならせることで位置の情報を得
る方法がある。第１図はその原理を説明するための図で
ある。対象物体１に傾斜磁場Ｇ１を印加すると、Ｇｌに
垂直な線上にある全ての核スピンからの信号を積分した
信号強度分布２が、静磁場Ｈの関数として得られる。核
磁気共鳴においては、 ｆ ＝ γ Ｈ／ （２π ）
・・・・・・・・用）の関係が成立するので、信
号強度は高周波磁場の周波数ｆの関数でもある。ここで
γは核磁気回転比であり、核に固有の値である。次に傾
斜磁場の印加方向ｅｆえてＧ２を印加すると、信号分布
強れば、Ｘ線ＣＴと同様のアルゴリズムによシ、元の物
体１の核スピン密度分布や緩和時間分布などを求めるこ
とができる。
ところで、このようなアルゴリズムの１つに、フィルタ
ート・バンクグロジエクション（以下、ＦＤＰと略す）
法がある。これは射影データにフィルタリング操作を施
した後、逆投影を行なうものである。この時、傾斜磁場
の中心に対応する周波数が、射影データの中１ｕになけ
れば、再生画像がボケてしまり。
ート・バンクグロジエクション（以下、ＦＤＰと略す）
法がある。これは射影データにフィルタリング操作を施
した後、逆投影を行なうものである。この時、傾斜磁場
の中心に対応する周波数が、射影データの中１ｕになけ
れば、再生画像がボケてしまり。
このような位置合せは、傾斜磁場の中心に置いた小さな
試料から発生する信号が、丁度射影データの中心に出現
するようにする必要がある。しかしながら、この目的で
観測する信号は、吸収および分散成分が混ざったもので
あり、信号の中心を求めることは簡単ではなかった。第
２図に、かかる目的で通常観測される信号の波形の一例
を示す。
試料から発生する信号が、丁度射影データの中心に出現
するようにする必要がある。しかしながら、この目的で
観測する信号は、吸収および分散成分が混ざったもので
あり、信号の中心を求めることは簡単ではなかった。第
２図に、かかる目的で通常観測される信号の波形の一例
を示す。
このような波形では、信号の中心を求めることはできな
い。従って吸収あるいは分散成分を分離して得なければ
、上記の目的を達成することはできないのである。とこ
ろが、これらの成分を分離するには、直交検波（Ｑｕｇ
ｄｒａｔｕｒｅ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ）した２つの信
号に重みを付けて加算しなければならず、その重みの選
択が問題であった。
い。従って吸収あるいは分散成分を分離して得なければ
、上記の目的を達成することはできないのである。とこ
ろが、これらの成分を分離するには、直交検波（Ｑｕｇ
ｄｒａｔｕｒｅ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ）した２つの信
号に重みを付けて加算しなければならず、その重みの選
択が問題であった。
本発明はこのような欠点を鑑みてなされたもので、その
目的は、傾斜磁場の中心と像再生時の演藷中心との位置
合せを著しく容易にした核磁気共鳴を用いた検査装置を
提供することにある。
目的は、傾斜磁場の中心と像再生時の演藷中心との位置
合せを著しく容易にした核磁気共鳴を用いた検査装置を
提供することにある。
かかる目的を達成するために、本発明は、傾斜磁場の中
心近傍に置いた基準試料からのＮＭＲ信号を検出し、そ
のパワースペクトルの中心が射影データの中心と一致す
るように、高周波磁場の周波数、検波に用いる参照波の
周波数及び静磁場の強度の少なくとも１つを変化させる
ことを％徴とするものである。
心近傍に置いた基準試料からのＮＭＲ信号を検出し、そ
のパワースペクトルの中心が射影データの中心と一致す
るように、高周波磁場の周波数、検波に用いる参照波の
周波数及び静磁場の強度の少なくとも１つを変化させる
ことを％徴とするものである。
以下、本発明の実施例を図面によシ説明する。
第３図は本発明の一実施例である検査装置の構成を示す
ものである。制御装置４は各装置へ種々の命令を一定の
タイミングで出力する。高周波パルス発生器５の出力は
電力増幅器６で増幅され、コイル７を励振する。コイル
７は同時に受信コイルを兼用しておシ、受信された信号
成分は増幅器８を通り、検波器９で検波後、信号処理装
置１０で内薄に変換される。高周波パルス発生器５の出
力け、検波器９で直角位相検波する時の基準信号として
用いられる。Ｚ方向及びそれに直角な方向の傾斜磁場の
発生はそれぞれコイル１１．１２゜１３で行ない、これ
らのコイルはそれぞれ増幅器シ駆動される。コイル１３
はコイル１２をＺ軸のまわＪＭＣ９０°回転させたもの
で、互いに直交する傾斜磁場を発生する。検査対象であ
る人体１９はベンド２０上に置かれ、ベッド２０は支持
台２１上を移動する。
ものである。制御装置４は各装置へ種々の命令を一定の
タイミングで出力する。高周波パルス発生器５の出力は
電力増幅器６で増幅され、コイル７を励振する。コイル
７は同時に受信コイルを兼用しておシ、受信された信号
成分は増幅器８を通り、検波器９で検波後、信号処理装
置１０で内薄に変換される。高周波パルス発生器５の出
力け、検波器９で直角位相検波する時の基準信号として
用いられる。Ｚ方向及びそれに直角な方向の傾斜磁場の
発生はそれぞれコイル１１．１２゜１３で行ない、これ
らのコイルはそれぞれ増幅器シ駆動される。コイル１３
はコイル１２をＺ軸のまわＪＭＣ９０°回転させたもの
で、互いに直交する傾斜磁場を発生する。検査対象であ
る人体１９はベンド２０上に置かれ、ベッド２０は支持
台２１上を移動する。
さて、ここで傾斜磁場の中心と像再構成時の演データを
計測する場合、Ｘｙ平面上で回転する傾斜磁場Ｇを考え
る。この傾斜磁場ＧはＸおよびＺ方向の傾斜磁場の合成
であり、ｘｙ平面上の任意の点Ｐ（ｘ、ｙ）における磁
場強度をＨ（ｘ、ｙ）として、次式で表わされる。
計測する場合、Ｘｙ平面上で回転する傾斜磁場Ｇを考え
る。この傾斜磁場ＧはＸおよびＺ方向の傾斜磁場の合成
であり、ｘｙ平面上の任意の点Ｐ（ｘ、ｙ）における磁
場強度をＨ（ｘ、ｙ）として、次式で表わされる。
Ｈ（ｘ、 ｙ ）＝Ｇ−ｒ ＋Ｈｏ ”・・
”・（２１ただし、Ｇ＝Ｇ、 ｉ＋ｏ、 ｊ、 ｒ＝ｘ
ｉ＋ｙ ｊテあり、ｉ、 ｊｕ各々Ｘおよびｙ方向の
単位ベクトルである。Ｇ、、Ｇ、は各々Ｘおよびｙ方向
の傾斜磁場であＦ＞、ＨＯは静磁場である。（２）式で
ｒ＝ｏの点でけＨ（ｘ、ｙ ） ＝Ｈｏ となるが、こ
れを傾斜磁場の中心と定める。この点は勿論傾斜磁場発
生コイル１２．１３の幾何学的構造によシ決まる。
”・（２１ただし、Ｇ＝Ｇ、 ｉ＋ｏ、 ｊ、 ｒ＝ｘ
ｉ＋ｙ ｊテあり、ｉ、 ｊｕ各々Ｘおよびｙ方向の
単位ベクトルである。Ｇ、、Ｇ、は各々Ｘおよびｙ方向
の傾斜磁場であＦ＞、ＨＯは静磁場である。（２）式で
ｒ＝ｏの点でけＨ（ｘ、ｙ ） ＝Ｈｏ となるが、こ
れを傾斜磁場の中心と定める。この点は勿論傾斜磁場発
生コイル１２．１３の幾何学的構造によシ決まる。
さて、第４図に示すように物体２２を考え、傾斜磁場の
中心を座標軸Ｘ、ｙの原点にとシ、傾斜磁場ＧがＸ軸と
なす角度をθとする。物体２２中に点Ｐ（ｘ＊ｙ）を考
え、この点から発生する信号の検波後の周波数をω、Ｐ
（０，０）からの信号の周波数を同じくω１．スペクト
ルの中心をω０とする。
中心を座標軸Ｘ、ｙの原点にとシ、傾斜磁場ＧがＸ軸と
なす角度をθとする。物体２２中に点Ｐ（ｘ＊ｙ）を考
え、この点から発生する信号の検波後の周波数をω、Ｐ
（０，０）からの信号の周波数を同じくω１．スペクト
ルの中心をω０とする。
図（ａ）、 （ｂ）、 （ｃ）、 （ｄ）、 （ｅ）は
各々、傾斜磁場の角度があることに注意しなければなら
ない。さて、このす。図から明らかなように、各軌跡が
１点で交わらず本来点であったものが点とはなっていな
い。
各々、傾斜磁場の角度があることに注意しなければなら
ない。さて、このす。図から明らかなように、各軌跡が
１点で交わらず本来点であったものが点とはなっていな
い。
これが、傾斜磁場の中心が像再生時の演算中心と一致し
ない場合に生じるボケである。
ない場合に生じるボケである。
これを解消するにはωｌ＝ω０とすればよい。
ω１＝ω０の場合の逆投影結果を第７図に示す。
各投影データが一点で交叉していることが分かる。
なお、第６図及び第７図に示した例は、投影数が少ない
ため、点が星状となるが、投影数を十分大きくすれば点
に近づいてくる。
ため、点が星状となるが、投影数を十分大きくすれば点
に近づいてくる。
次に、ω１＝ω０とする具体的方法について述べる。
まずω０であるが、これは検波時に零周波数となる点で
あり、ＦＩＤ信号をフーリエ変換した時、得られるデー
タの中心に対応する点である。次に、ωｌであるが、こ
の傾斜磁場の中心は傾斜磁場発生用コイルの形状から簡
単には求まらない。というのは、実際に製作したコイル
は完全に対称な構造ではなく、さらに設計値からのずれ
もあるからである。従って、実測によりω！を求める必
要があるが、それは次の方法如よって行うことができる
。
あり、ＦＩＤ信号をフーリエ変換した時、得られるデー
タの中心に対応する点である。次に、ωｌであるが、こ
の傾斜磁場の中心は傾斜磁場発生用コイルの形状から簡
単には求まらない。というのは、実際に製作したコイル
は完全に対称な構造ではなく、さらに設計値からのずれ
もあるからである。従って、実測によりω！を求める必
要があるが、それは次の方法如よって行うことができる
。
■ 傾斜磁場発生用コイルのほぼ幾何学的中心に小さな
試料を置き、 ■ 傾斜磁場を印加しない状態でのＦＩＤ信号を直角位
相検波し、 ■ それを複素フーリエ変換後、各々の成分の２乗和を
求め、 ■ その信号のピーク値の生じる周波数を０里とする。
試料を置き、 ■ 傾斜磁場を印加しない状態でのＦＩＤ信号を直角位
相検波し、 ■ それを複素フーリエ変換後、各々の成分の２乗和を
求め、 ■ その信号のピーク値の生じる周波数を０里とする。
上記■で２乗和を求める理由は、前述したように、単に
ＦＩＤ信号をフーリエ変換しただけでは、吸収および分
散成分が混在しているため、その中心が簡単には求まら
ないからである。２乗和を求めることにより、位相ずれ
による信号の非対称性は解消され、単にピーク値を検出
することにより、ＦＩＤ信号の中心が求まるととＫなる
のである。
ＦＩＤ信号をフーリエ変換しただけでは、吸収および分
散成分が混在しているため、その中心が簡単には求まら
ないからである。２乗和を求めることにより、位相ずれ
による信号の非対称性は解消され、単にピーク値を検出
することにより、ＦＩＤ信号の中心が求まるととＫなる
のである。
さて、このようにして求めたωｌをもとに、今度はω１
；：ω０ （ω。＝０）とする方法について述べる。ω
ｌを零にするには、次の２つの方法がある。（ａ）静磁
場Ｈｏを直接変化させるか、あるいは別なコイルによシ
小さな磁場を重畳して変化させる。その変化量ΔＨは ΔＨ＝ωｌ／γ ・・・・・・・・・（３）
で与えられる。または、（ｂ）照射する高周波磁場の周
波数を変化させる。その量は勿論ω１である。
；：ω０ （ω。＝０）とする方法について述べる。ω
ｌを零にするには、次の２つの方法がある。（ａ）静磁
場Ｈｏを直接変化させるか、あるいは別なコイルによシ
小さな磁場を重畳して変化させる。その変化量ΔＨは ΔＨ＝ωｌ／γ ・・・・・・・・・（３）
で与えられる。または、（ｂ）照射する高周波磁場の周
波数を変化させる。その量は勿論ω１である。
る。
第８図に、（ａ）の方法による具体的装置の構成を示す
。計算機４から上述したΔ）ＩＫ対応した出力がＤ／Ａ
変換器２２に人力され、増幅器２３で増幅後、補正コイ
ル２４を駆動する。補正コイル２４は静磁場発生用コイ
ル１７とほぼ同心軸上１口配置され、静磁場の一様性を
乱すことなく、その強度のみを変えることができる。
。計算機４から上述したΔ）ＩＫ対応した出力がＤ／Ａ
変換器２２に人力され、増幅器２３で増幅後、補正コイ
ル２４を駆動する。補正コイル２４は静磁場発生用コイ
ル１７とほぼ同心軸上１口配置され、静磁場の一様性を
乱すことなく、その強度のみを変えることができる。
補正コイル２４としては、ヘルムホルツコイルを用いる
ことができる。図中矢印は電流の向きを示す。なお、（
ｂ）の場合には、同様に高周波磁場の周波数を決めてい
る発生器を制御して、その周波数を変えるだけでよい。
ことができる。図中矢印は電流の向きを示す。なお、（
ｂ）の場合には、同様に高周波磁場の周波数を決めてい
る発生器を制御して、その周波数を変えるだけでよい。
以上説明した如く、本発明によれば、核磁気共鳴を用い
た検査装置において、傾斜磁場の中心と像再生時の演算
中心とを一致させるのに、傾斜磁場の中心近辺に基準試
料を置き、そのＮＭＲ信号のパワースペクトルを用いる
ことによシ、容易ＫＮＭ几信号の中心を求めることがで
き、このＮＭＲ信号の中心を射影データの中心に一致さ
せることができるので、再生画像のボケを極めて効果的
に取り除くことができる。
た検査装置において、傾斜磁場の中心と像再生時の演算
中心とを一致させるのに、傾斜磁場の中心近辺に基準試
料を置き、そのＮＭＲ信号のパワースペクトルを用いる
ことによシ、容易ＫＮＭ几信号の中心を求めることがで
き、このＮＭＲ信号の中心を射影データの中心に一致さ
せることができるので、再生画像のボケを極めて効果的
に取り除くことができる。
豹
第１図は傾斜磁場と艙影データとの関係を示す図、第２
図は吸収および分散成分の混在したＮＭＲ信号の一例を
示す図、第３図は本発明の実施例装置の構成を示す図、
第４図は傾斜磁場の角度を定＼ω０のときに逆投影した
結果を表わす図、第７図はωｌ＝ω０として逆投影した
結果を表わす図、第８図は本発明の一実施例装置の要部
を示す図で冗 １ （２） ３２図 第 ３ 図 １δ 第４ 図 第 ５（２１ （α）θ：０″ ｒｂ＞ θ＝４５゜（
Ｃ）θ＝９０’ （ｄ−）ｆｌ＝／３５゜
（ｅ）θ＝ １８０” ￥Ｊ６ 図 ￥Ｊ ７ 図 第 δ 図
図は吸収および分散成分の混在したＮＭＲ信号の一例を
示す図、第３図は本発明の実施例装置の構成を示す図、
第４図は傾斜磁場の角度を定＼ω０のときに逆投影した
結果を表わす図、第７図はωｌ＝ω０として逆投影した
結果を表わす図、第８図は本発明の一実施例装置の要部
を示す図で冗 １ （２） ３２図 第 ３ 図 １δ 第４ 図 第 ５（２１ （α）θ：０″ ｒｂ＞ θ＝４５゜（
Ｃ）θ＝９０’ （ｄ−）ｆｌ＝／３５゜
（ｅ）θ＝ １８０” ￥Ｊ６ 図 ￥Ｊ ７ 図 第 δ 図
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、静磁場、傾斜磁場および高周波磁場の各磁場発生手
段と、検査対象からの核磁気共鳴信号を検出する信号検
出手段と、上記検出信号の演算を行う計算機および該計
算機による演算結果の出力手段を有する核磁気共鳴を用
いた検査装置において、上記傾斜磁場の中心近辺に置い
た試料から発生する信号が、射影データの中心に出現す
るように、上記高周波磁場の周波数及び上記静磁場の少
なくとも１つを変化させることを特徴とする核磁気共鳴
を用いた検査装置。 ２、上記射影データとしてパワースペクトルを用いるこ
とを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の核磁気共鳴
を用いた検査装置。 ３、上記静磁場を発生させるための静磁場発生コイルと
同心軸上に配置されたヘルムホルツコイルを有し、該ヘ
ルムホルツコイルによシ上記靜磁場を変化させることを
特徴とする特許請求の範囲第１項又は第２項に記載の核
磁気共鳴を用いた検査装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58016064A JPS59142444A (ja) | 1983-02-04 | 1983-02-04 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58016064A JPS59142444A (ja) | 1983-02-04 | 1983-02-04 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS59142444A true JPS59142444A (ja) | 1984-08-15 |
| JPH0453537B2 JPH0453537B2 (ja) | 1992-08-26 |
Family
ID=11906141
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58016064A Granted JPS59142444A (ja) | 1983-02-04 | 1983-02-04 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS59142444A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63109849A (ja) * | 1986-10-29 | 1988-05-14 | 株式会社日立メディコ | Ｎｍｒイメ−ジング装置 |
| JPS63501771A (ja) * | 1985-11-20 | 1988-07-21 | ベンダル，マツクス ロビン | 有効磁場の制御によるｎｍｒ測定 |
| JPS63222757A (ja) * | 1987-03-13 | 1988-09-16 | 株式会社 日立メデイコ | 核磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS576348A (en) * | 1980-06-13 | 1982-01-13 | Toshiba Corp | Nuclear magnetic resonator |
| JPS5766346A (en) * | 1980-10-11 | 1982-04-22 | Sanyo Electric Co Ltd | Resonance method for nucleus magnetism |
| JPS57192541A (en) * | 1981-05-25 | 1982-11-26 | Tokyo Shibaura Electric Co | Nuclear magnetic rosonance apparatus for diagnosis |
-
1983
- 1983-02-04 JP JP58016064A patent/JPS59142444A/ja active Granted
Patent Citations (3)
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| JPH0580904B2 (ja) * | 1986-10-29 | 1993-11-10 | Hitachi Medical Corp | |
| JPS63222757A (ja) * | 1987-03-13 | 1988-09-16 | 株式会社 日立メデイコ | 核磁気共鳴イメ−ジング装置 |
| JPH0376133B2 (ja) * | 1987-03-13 | 1991-12-04 | Hitachi Medical Corp |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0453537B2 (ja) | 1992-08-26 |
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